BR112012000327B1

BR112012000327B1 - method of manufacturing a synthetic bone prosthesis and synthetic bone prosthesis

Info

Publication number: BR112012000327B1
Application number: BR112012000327-5A
Authority: BR
Inventors: James Jenq Liu; Juha-Pekka Nuutinen; Adam Wallen
Original assignee: Bio2 Technologies, Inc
Priority date: 2009-07-10
Filing date: 2010-07-08
Publication date: 2021-04-20
Also published as: CN102470194A; US8673016B2; US20160158026A9; EP2453936B1; WO2011005935A2; JP5711735B2; CA2767715C; US20110106272A1; CN102470194B; EP2451494A2; BR112012000326B1; IL217339A0; US20120203355A1; BR112012000327A2; EP2451494B1; JP2012532679A; IL217340A0; US20170095351A1; US8652368B2; BR112012000326A2

Abstract

MÉTODO DE FABRICAÇÃO DE UMA PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA E PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA Trata-se de uma estrutura de suporte de tecido reabsorvível fabricada a partir de fibra de vidro bioativa forma uma matriz porosa tridimensional rígida que tem uma composição bioativa. Uma porosidade na forma de espaço de poro interconectado é provida pelo espaço entre a fibra de vidro bioativa na matriz porosa. A força da matriz bioreabsorvível é provida por vidro bioativo que funde e liga a fibra de vidro bioativa na matriz tridimensional rígida. A estrutura de suporte de tecido reabsorvível suporta o crescimento do tecido para prover osteocondutividade como uma estrutura de suporte de tecido reabsorvível, utilizado para o reparo de tecido ósseo deteriorado e/ou doente.METHOD OF MANUFACTURING A SYNTHETIC BONE PROSTHESIS AND SYNTHETIC BONE PROSTHESIS This is a resorbable tissue support structure manufactured from bioactive glass fiber that forms a rigid three-dimensional porous matrix that has a bioactive composition. A porosity in the form of an interconnected pore space is provided by the space between the bioactive glass fiber in the porous matrix. The strength of the bioresorbable matrix is provided by bioactive glass that fuses and binds the bioactive glass fiber into the rigid three-dimensional matrix. The resorbable tissue support structure supports tissue growth to provide osteoconductivity as a resorbable tissue support structure used for the repair of deteriorated and/or diseased bone tissue.

Description

CAMPO DA INVENÇÃOFIELD OF THE INVENTION

A presente invenção refere-se de maneira geral ao 5 campo dos implantes médicos fibrosos e porosos. Mais especificamente, a invenção refere-se a um implante fibroso bioativo que tem propriedades osteoestimuladoras em aplicações de meios in vivo.The present invention generally relates to the field of fibrous and porous medical implants. More specifically, the invention relates to a bioactive fibrous implant that has osteostimulating properties in in vivo media applications.

FUNDAMENTOS DA INVENÇÃOFUNDAMENTALS OF THE INVENTION

Dispositivos protéticos são frequentemente necessários para reparar defeitos em tecido ósseo em procedimentos cirúrgicos e ortopédicos. As próteses são cada vez mais necessárias para substituição ou reparo de tecido ósseo doente ou deteriorado em uma população idosa e para 15 melhorar o mecanismo do próprio corpo para produzir cicatrização rápida de lesões musculoesqueléticas resultantes de trauma grave ou de doença degenerativa.Prosthetic devices are often needed to repair defects in bone tissue in surgical and orthopedic procedures. Prostheses are increasingly needed to replace or repair diseased or deteriorated bone tissue in an elderly population and to improve the body's own mechanism to produce rapid healing of musculoskeletal injuries resulting from severe trauma or degenerative disease.

Procedimentos de autoenxerto e aloenxerto têm sido desenvolvidos para o reparo de defeitos ósseos. Em procedimentos de autoenxerto, os enxertos ósseos são coletados de um local doador no paciente, por exemplo, da crista ilíaca, para implantar no local de reparo, a fim de promover regeneração do tecido ósseo. Contudo, procedimentos de autoenxerto são particularmente invasivos, e causam risco 25 de infecção e dor desnecessários, e desconforto no local de coleta. Em procedimentos de aloenxerto, os enxertos ósseos . são utilizados a partir de um doador da mesma espécie, mas o uso desses materiais pode aumentar o risco de infecção, f transmissão de doença, e reações imunes, bem como objeções 30 religiosas. Consequentemente, materiais sintéticos e métodos para implante de materiais sintéticos têm sido procurados como uma alternativa para o autoenxerto e para o aloenxerto.Autograft and allograft procedures have been developed for the repair of bone defects. In autograft procedures, bone grafts are collected from a donor site in the patient, for example, from the iliac crest, to implant at the repair site to promote bone tissue regeneration. However, autograft procedures are particularly invasive, and pose a risk 25 of unnecessary infection and pain, and discomfort at the collection site. In allograft procedures, bone grafts . are used from a donor of the same species, but the use of these materials can increase the risk of infection, f disease transmission, and immune reactions, as well as religious objections. Consequently, synthetic materials and methods for implanting synthetic materials have been sought as an alternative to autograft and allograft.

Dispositivos protéticos sintéticos para o reparo de defeitos no tecido ósseo têm sido desenvolvidos em uma tentativa de prover um material com as propriedades mecânicas de materiais ósseos naturais, enquanto se promove crescimento de tecido ósseo para prover um reparo durável e permanente. 0 5 conhecimento da estrutura e das propriedades biomecânicas do osso, e uma compreensão do processo de cicatrização óssea propiciam orientações sobre as propriedades e características desejadas de um dispositivo protético sintético ideal para reparo ósseo. Essas características incluem, mas não estão 10 limitadas a: bio-reabsorbilidade de modo que o dispositivo efetivamente dissolve no corpo sem efeitos colaterais danosos; osteoestimulação e/ou osteocondutividade para promover o crescimento de tecido ósseo no dispositivo conforme o ferimento cicatriza; e suporte de carga ou 15 distribuição de peso para apoiar o local de reparo ainda exercita o tecido conforme o ferimento cicatriza para promover um reparo durável.Synthetic prosthetic devices for repairing bone tissue defects have been developed in an attempt to provide a material with the mechanical properties of natural bone materials, while promoting bone tissue growth to provide a durable and permanent repair. A knowledge of the structure and biomechanical properties of bone, and an understanding of the bone healing process provide guidance on the desired properties and characteristics of an ideal synthetic prosthetic device for bone repair. These features include, but are not limited to: bio-resorbability so that the device effectively dissolves in the body without harmful side effects; osteostimulation and/or osteoconductivity to promote the growth of bone tissue in the device as the wound heals; and load bearing or weight distribution to support the repair site further exercises tissue as the wound heals to promote a durable repair.

Materiais desenvolvidos até o momento têm tido sucesso na obtenção de pelo menos algumas das características 20 desejadas, mas quase todos os materiais comprometem pelo menos algum aspecto das necessidades biomecânicas de uma estrutura de suporte de tecido duro ideal.Materials developed to date have been successful in achieving at least some of the desired characteristics, but almost all materials compromise at least some aspect of the biomechanical needs of an ideal hard tissue support structure.

BREVE DESCRIÇÃO RESUMIDA DA INVENÇÃOBRIEF SUMMARY OF THE INVENTION

A presente invenção atinge os objetivos de uma prótese óssea 25 sintética eficaz para o reparo de defeitos ósseos ao prover um material que é bio-reabsorvível, osteoestimulador, e que . suporta carga. A presente invenção provê uma estrutura de suporte de tecido bio-reabsorvível (ou seja, reabsorvível) de f fibra de vidro bioativa com uma ligação de vidro bioativo em 30 pelo menos uma parte da fibra para formar uma matriz porosa tridimensional rígida. A matriz porosa tem um espaço de poro interconectado com uma distribuição de tamanho de poro na faixa de aproximadamente 10 μm a aproximadamente 600 μm com porosidade entre 40% e 85% para prover osteocondutividade uma vez implantada no tecido ósseo. Realizações da presente invenção incluem o espaço na faixa de aproximadamente 50 m e aproximadamente 500 m.The present invention achieves the objectives of a synthetic bone prosthesis 25 effective for the repair of bone defects by providing a material that is bio-resorbable, osteostimulating, and that. supports charge. The present invention provides a bio-resorbable (i.e., resorbable) tissue support structure of bioactive glass fiber with a bioactive glass bond in at least a portion of the fiber to form a rigid three-dimensional porous matrix. The porous matrix has an interconnected pore space with a pore size distribution in the range of approximately 10 µm to approximately 600 µm with porosity between 40% and 85% to provide osteoconductivity once implanted in the bone tissue. Embodiments of the present invention include space in the range of approximately 50 m and approximately 500 m.

Também são providos métodos de fabricação de uma prótese óssea sintética de acordo com a presente invenção que incluem a mistura de fibra bioativa com um aglutinante, um formador de poros, e um líquido para prover uma batelada formável plasticamente, e um amassamento da batelada formável para distribuir a fibra bioativa em uma massa substancialmente homogênea de fibra bioativa entrelaçada e sobreposta. A batelada formável é seca, aquecido para remover um aglutinante e formador de poro, e aquecida até uma temperatura de formação de ligação entre as fibras de vidro bioativas entrelaçadas e sobrepostas.Methods of manufacturing a synthetic bone prosthesis in accordance with the present invention are also provided which include mixing bioactive fiber with a binder, a pore former, and a liquid to provide a plastically formable batch, and a formable batch knead for distribute the bioactive fiber into a substantially homogeneous mass of interwoven and overlapping bioactive fiber. The formable batch is dried, heated to remove a binder and pore former, and heated to a bond-forming temperature between the intertwined and overlapping bioactive glass fibers.

Essas e outras características da presente invenção irão se tornar aparentes a partir de uma leitura das descrições a seguir e podem ser executadas por meio de instrumentos e combinações particularmente apontadas nas 20 reivindicações anexas.These and other features of the present invention will become apparent from a reading of the following descriptions and can be accomplished by means of the instruments and combinations particularly pointed out in the appended claims.

BREVE DESCRIÇÃO DAS VÁRIAS VISTAS DOS DESENHOSBRIEF DESCRIPTION OF THE SEVERAL VIEWS OF THE DRAWINGS

O acima mencionado e outros objetivos, características, e vantagens da invenção serão aparentes a partir da descrição detalhada a seguir das várias realizações 25 da invenção, tal como ilustrado nos desenhos anexos nos quais os mesmos caracteres de referência referem-se às mesmas partes ao longo das diferentes vistas. Os desenhos não estão necessariamente em escala, em vez disso a ênfase está ( colocada na ilustração dos princípios da invenção.The foregoing and other objects, features, and advantages of the invention will be apparent from the following detailed description of the various embodiments of the invention, as illustrated in the accompanying drawings in which the same reference characters refer to the same parts throughout. of the different views. The drawings are not necessarily to scale, instead the emphasis is (placed on illustrating the principles of the invention).

A FIGURA 1 é uma micrografia óptica com uma ampliação de aproximadamente 1000X que mostra uma realização de uma estrutura de suporte de tecido bioativo de acordo com a presente invenção.FIGURE 1 is an optical micrograph at approximately 1000X magnification showing an embodiment of a bioactive tissue support structure in accordance with the present invention.

A FIGURA 2 é um fluxograma de uma realização de um método da presente invenção para formar a estrutura de suporte de tecido bioativo da FIGURA 1.FIGURE 2 is a flowchart of one embodiment of a method of the present invention for forming the bioactive tissue support structure of FIGURE 1.

A FIGURA 3 é um fluxograma de uma realização de uma etapa de cura de acordo com o método da invenção da FIGURA 2. A FIGURA 4 é uma representação esquemática de uma realização de um objeto fabricado de acordo com um método da presente invenção.FIGURE 3 is a flowchart of an embodiment of a curing step in accordance with the method of the invention of FIGURE 2. FIGURE 4 is a schematic representation of an embodiment of an object manufactured in accordance with a method of the present invention.

A FIGURA 5 é uma representação esquemática do objeto da FIGURA 4 depois da conclusão de uma etapa de remoção de componente volátil do método da presente invenção.FIGURE 5 is a schematic representation of the object of FIGURE 4 after completion of a volatile component removal step of the method of the present invention.

A FIGURA 6 é uma representação esquemática do objeto da FIGURA 5 depois da conclusão de uma etapa de formação de ligação do método da presente invenção.FIGURE 6 is a schematic representation of the object of FIGURE 5 after completion of a bond forming step of the method of the present invention.

A FIGURA 7 é um gráfico de uma análise comparativa de várias realizações de estruturas de suporte de tecido reabsorvível da presente invenção em comparação com amostras conhecidas.FIGURE 7 is a graph of a comparative analysis of various embodiments of resorbable tissue support structures of the present invention compared to known samples.

A FIGURA 8 é uma vista em elevação lateral de uma 20 estrutura de suporte de tecido bioativo de acordo com a presente invenção produzido em um implante espinal.FIGURE 8 is a side elevation view of a bioactive tissue support structure in accordance with the present invention produced in a spinal implant.

A FIGURA 9 é uma vista em perspectiva lateral de uma parte de uma coluna vertebral que tem o implante espinal da FIGURA 8 implantado no espaço intervertebral.FIGURE 9 is a side perspective view of a portion of a spine having the spinal implant of FIGURE 8 implanted in the intervertebral space.

A FIGURA 10 é um desenho esquemático que mostra uma vista isométrica de uma estrutura de suporte de tecido bioativo de acordo com a presente invenção produzido em uma osteotomia em cunha.FIGURE 10 is a schematic drawing showing an isometric view of a bioactive tissue support structure in accordance with the present invention produced in a wedge osteotomy.

A FIGURA 11 é um desenho esquemático que mostra uma 30 vista aumentada da osteotomia em cunha da FIGURA 10 operável para ser inserida em uma abertura de osteotomia em um osso.FIGURE 11 is a schematic drawing showing an enlarged view of the wedge osteotomy of FIGURE 10 operable to be inserted into an osteotomy opening in a bone.

Embora os desenhos identificados acima estabeleçam as realizações descritas presentemente, outras realizações também são contempladas, tal como observado na discussão. Esta descrição apresenta realizações ilustrativas a título de representação e não de limitação. Diversas outras modificações e realizações podem ser concebidas pelos 5 elementos versados na técnica que se enquadram no âmbito e no caráter dos princípios das realizações descritas agora.While the drawings identified above set forth the presently described embodiments, other embodiments are also contemplated, as noted in the discussion. This description presents illustrative embodiments by way of representation and not limitation. Various other modifications and realizations can be devised by the 5 elements skilled in the art which fall within the scope and character of the principles of the realizations just described.

DESCRIÇÃO DETALHADA DA INVENÇÃODETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

A presente invenção provê uma estrutura de suporte de tecido protético sintético para o reparo de defeitos de tecidos. Conforme aqui utilizado, os termos "estrutura de suporte de tecido protético sintético" e "estrutura de suporte de tecido ósseo" e "estrutura de suporte de tecido" e "prótese óssea sintética" em várias formas podem ser utilizados alternadamente do início ao final. Em uma 15 realização, a estrutura de suporte de tecido protético sintético é bio-reabsorvível uma vez implantada em tecido vivo. Em uma realização, a estrutura de suporte de tecido protético sintético é osteocondutora uma vez implantada em tecido vivo. Em uma realização, a estrutura de suporte de tecido protético sintético é osteoestimuladora uma vez implantada em tecido vivo. Em uma realização, a estrutura de suporte de tecido protético sintético suporta carga uma vez implantada em tecido vivo.The present invention provides a synthetic prosthetic tissue support structure for the repair of tissue defects. As used herein, the terms "synthetic prosthetic tissue supporting structure" and "bone tissue supporting structure" and "tissue supporting structure" and "synthetic bone prosthesis" in various forms may be used interchangeably throughout. In one embodiment, the synthetic prosthetic tissue support structure is bioresorbable once implanted into living tissue. In one embodiment, the synthetic prosthetic tissue support structure is osteoconductive once implanted into living tissue. In one embodiment, the synthetic prosthetic tissue support structure is osteostimulatory once implanted into living tissue. In one embodiment, the synthetic prosthetic tissue support structure supports load once implanted into living tissue.

Vários tipos de implantes sintéticos foram 25 desenvolvidos para aplicações de engenharia de tecidos em uma tentativa de prover um dispositivo protético sintético que simule as propriedades de tecido ósseo natural e promova a cicatrização e o reparo de tecido. Estruturas metálicas e biopersistentes foram desenvolvidas para prover alta 30 resistência em uma estrutura de poros que promove o crescimento de tecido novo. Contudo, esses materiais não são bio-reabsorvíveis e devem ser ou removidos em procedimentos cirúrgicos subsequentes ou deixados dentro do corpo por toda a vida do paciente. Uma desvantagem de implantes metálicos biopersistentes e biocompatíveis é que a alta capacidade de suporte de carga não transfere o tecido regenerado que circunda o implante. Quando é formado tecido duro, a carga de tensão resulta em um tecido mais forte, mas o implante metálico protege o osso recém-formado de receber essa tensão. A proteção contra a tensão do tecido ósseo, portanto resulta em tecido ósseo fraco que pode de fato ser reabsorvido pelo corpo, o que é um iniciador de afrouxamento da prótese.Several types of synthetic implants have been developed for tissue engineering applications in an attempt to provide a synthetic prosthetic device that simulates the properties of natural bone tissue and promotes tissue healing and repair. Metallic and biopersistent structures were developed to provide high strength in a pore structure that promotes the growth of new tissue. However, these materials are not bio-resorbable and must either be removed in subsequent surgical procedures or left inside the body for the lifetime of the patient. A disadvantage of biopersistent and biocompatible metallic implants is that the high load-bearing capacity does not transfer the regenerated tissue surrounding the implant. When hard tissue is formed, the tension load results in stronger tissue, but the metallic implant protects the newly formed bone from receiving this tension. The protection against bone tissue tension therefore results in weak bone tissue that can actually be reabsorbed by the body, which is an initiator of loosening of the prosthesis.

Implantes no tecido vivo suscitam uma resposta biológica que depende de vários fatores, tal como a composição do implante. Materiais biologicamente inativos são comumente encapsulados com tecido fibroso para isolar o implante do hospedeiro. Os metais e a maioria dos polímeros produzem essa resposta interfacial, tal como n ocaso das cerâmicas quase inertes, tais como alumina ou zircônia. Materiais biologicamente ativos ou materiais bioativos extraem uma resposta biolítica que pode produzir uma ligação interfacial que prende o material de implante ao tecido vivo, bem como a interface que é formada quando tecido natural é auto-reparado. Essa ligação interfacial pode levar a uma interface que estabiliza a estrutura de suporte ou implante no leito ósseo e prover a transferência de tensão da estrutura de suporte através da interface ligada dentro do tecido ósseo. Quando são aplicadas cargas ao reparo, o tecido ósseo que inclui o tecido ósseo regenerado é tensionado, limitando desse modo a reabsorção de tecido ósseo devido à proteção contra tensão. Um material bio-reabsorvível pode extrair a mesma resposta que o material bioativo, mas também pode exibir degradação química completa por fluido corpóreo.Implants in living tissue elicit a biological response that depends on several factors, such as the composition of the implant. Biologically inactive materials are commonly encapsulated with fibrous tissue to isolate the implant from the host. Metals and most polymers produce this interfacial response, as in the case of near-inert ceramics such as alumina or zirconia. Biologically active materials or bioactive materials elicit a biolytic response that can produce an interfacial bond that holds the implant material to living tissue, as well as the interface that is formed when natural tissue is self-repairing. This interfacial bond can lead to an interface that stabilizes the support structure or implant in the bone bed and provides tension transfer from the support structure through the bonded interface within the bone tissue. When loads are applied to the repair, the bone tissue that includes the regenerated bone tissue is tensioned, thereby limiting the resorption of bone tissue due to stress protection. A bioresorbable material can elicit the same response as the bioactive material, but it can also exhibit complete chemical degradation by bodily fluid.

O desafio de desenvolver uma estrutura de suporte de tecido reabsorvível com o uso de materiais biologicamente ativos e reabsorvíveis é obter uma resistência de suporte de carga com porosidade suficiente para promover o crescimento de tecido ósseo. Materiais de biovidro e biocerâmica bioativos convencionais em uma forma porosa não são conhecidos como sendo inerentemente suficientemente fortes para prover resistência de suporte de carga como uma prótese ou implante sintético. Materiais bioativos convencionais preparados em uma estrutura de suporte de tecido com porosidade suficiente para ser osteoestimulador não têm exibido resistência de suporte de carga. Semelhantemente, materiais bioativos convencionais em uma forma que propicia suficiente resistência não exibem uma estrutura de poros que pode ser considerada como sendo osteoestimuladora.The challenge of developing a resorbable tissue support structure using biologically active and resorbable materials is to obtain a load-bearing strength with sufficient porosity to promote bone tissue growth. Conventional bioactive bioglass and bioceramic materials in a porous form are not known to be inherently strong enough to provide load bearing strength like a synthetic prosthesis or implant. Conventional bioactive materials prepared in a tissue support structure with sufficient porosity to be osteostimulatory have not exhibited load-bearing strength. Similarly, conventional bioactive materials in a form that provide sufficient strength do not exhibit a pore structure that can be considered to be osteostimulating.

Estruturas à base de fibras são em geral conhecidas por proporcionarem uma resistência inerentemente maior para as razões de peso, uma vez que a resistência de uma fibra individual pode ser significativamente maior do que materiais à base de pó ou à base de partículas da mesma composição. Uma fibra pode ser produzida com relativamente poucas descontinuidades que contribuem para a formação de concentrações de tensão para a propagação de falhas. Em contraste, um material à base de pó ou à base de partículas requer a formação de ligações entre cada uma das partículas adjacentes, em que cada interface de ligação cria potencialmente uma concentração de tensão. Além disso, a estrutura à base de fibras propicia o alívio de tensão e desse modo, maior resistência, quando a estrutura à base de fibras é sujeitada a tensão na qual a falha de qualquer uma das fibras individuais não se propaga através das fibras adjacentes. Consequentemente, uma estrutura à base de fibras exibe propriedades de resistência mecânica superiores em um tamanho equivalente e porosidade do que um material à base de pó da mesma composição.Fiber-based structures are generally known to provide inherently greater strength to weight ratios, as the strength of an individual fiber can be significantly greater than powder-based or particulate-based materials of the same composition. A fiber can be produced with relatively few discontinuities that contribute to the formation of stress concentrations for fault propagation. In contrast, a powder-based or particulate-based material requires the formation of bonds between each of the adjacent particles, with each bonding interface potentially creating a stress concentration. In addition, the fiber-based structure provides stress relief and thus increased strength when the fiber-based structure is subjected to stress in which the failure of any one of the individual fibers does not propagate through the adjacent fibers. Consequently, a fiber-based structure exhibits superior mechanical strength properties in an equivalent size and porosity than a powder-based material of the same composition.

Materiais à base de fibra bioativa foram propostos para aplicações de engenharia de tecidos, mas esses materiais da técnica anterior comprometem tanto a necessidade de suporte de carga quanto às propriedades osteoestimuladoras. Por exemplo, os ensinamentos de Marcolongo et al. (Patente Norte-americana 5.645.934) descreve uma estrutura de compostos de fibra de vidro bioativa trançada com um polímero termoplástico para prover capacidade de suporte de carga, mas insuficiente porosidade para prover osteoestimulação. Semelhantemente, os ensinamentos de Dunn et al. (Patente Norte-americana 4.655.777) descrevem uma fibra de vidro bioativa matriz de polímero bioativo reforçado para prover uma estrutura de suporte de tecido duro que suporta carga, que se encontra na dissolução do polímero bioativo para facilitar o crescimento do tecido ósseo conforme o osso circundante cicatriza. Os ensinamentos de Pirhonen (Patente Norte-americana 7.241.486) descrevem um material de enchimento de osso poroso preparado por sinterização de fibras de vidro bioativas, mas a morfologia de poros resultante não é bem controlada para assegurar osteocondutividade e/ou osteoestimulação quando fabricada de uma forma que tem alta resistência para potencialmente aplicações de suporte de carga.Bioactive fiber-based materials have been proposed for tissue engineering applications, but these prior art materials compromise both the need for load-bearing and osteostimulating properties. For example, the teachings of Marcolongo et al. (U.S. Patent 5,645,934) describes a bioactive fiberglass composite structure braided with a thermoplastic polymer to provide load-bearing capacity but insufficient porosity to provide osteostimulation. Similarly, the teachings of Dunn et al. (US Patent 4,655,777) describe a bioactive glass fiber reinforced bioactive polymer matrix to provide a load-bearing hard tissue support structure, which is found in the dissolution of the bioactive polymer to facilitate bone tissue growth as required. surrounding bone heals. The teachings of Pirhonen (U.S. Patent 7,241,486) describe a porous bone filler material prepared by sintering bioactive glass fibers, but the resulting pore morphology is not well controlled to ensure osteoconductivity and/or osteostimulation when manufactured from a shape that has high strength for potentially load-bearing applications.

A presente invenção provê um material para aplicações de engenharia de tecidos que é bio-reabsorvível, com capacidade de suporte de carga, e osteoestimulador com uma estrutura de poros que pode ser controlada e otimizada para promover o crescimento do osso.The present invention provides a material for tissue engineering applications that is bio-resorbable, load-bearing, and osteostimulating with a pore structure that can be controlled and optimized to promote bone growth.

A FIGURA 1 é uma micrografia óptica em ampliação de aproximadamente 1.000X que mostra uma realização de uma estrutura de suporte de tecido bioativo 100 da presente invenção. A estrutura de suporte de tecido bioativo 100 é uma matriz tridimensional rígida 110 que forma uma estrutura que simula a estrutura óssea em resistência e em morfologia dos poros. Conforme aqui utilizado, o termo "rígido" significa que a estrutura não tem rendimento significativo com a aplicação de tensão até que se fraturou da mesma maneira que o osso natural seria considerado como sendo uma estrutura rígida. A estrutura de suporte 100 é um material poroso que tem uma rede de poros 120 que em geral são interconectados. Em uma realização, a rede de poros 120 interconectada propicia osteocondutividade. Conforme aqui utilizado, o termo osteocondutor significa que o material pode facilitar o crescimento do tecido ósseo. O osso esponjoso de um ser humano típico tem um resistência ao esmagamento por compressão que varia entre aproximadamente 4 e aproximadamente 12 MPa com um módulo de elasticidade que varia entre aproximadamente 0,1 a aproximadamente 0,5 GPa.FIGURE 1 is an optical micrograph at approximately 1000X magnification showing one embodiment of a bioactive tissue support structure 100 of the present invention. The bioactive tissue support structure 100 is a rigid three-dimensional matrix 110 that forms a structure that simulates bone structure in strength and in pore morphology. As used herein, the term "rigid" means that the structure has no significant yield on application of stress until it has fractured in the same way that natural bone would be considered to be a rigid structure. Support structure 100 is a porous material that has a network of pores 120 that are generally interconnected. In one embodiment, the interconnected pore network 120 provides osteoconductivity. As used herein, the term osteoconductive means that the material can facilitate the growth of bone tissue. The cancellous bone of a typical human has a compression crush strength ranging from approximately 4 to approximately 12 MPa with a modulus of elasticity ranging from approximately 0.1 to approximately 0.5 GPa.

Conforme será mostrado abaixo, a estrutura de suporte de tecido bioativo 100 da presente invenção pode prover uma estrutura osteoestimuladora porosa em um material bioativo com porosidade maior que 50% e resistência ao esmagamento por compressão maior que 4 MPa até, e superior a, 22 MPa.As will be shown below, the bioactive tissue support structure 100 of the present invention can provide a porous osteostimulating structure in a bioactive material with porosity greater than 50% and resistance to crushing by compression greater than 4 MPa up to and greater than 22 MPa .

Em uma realização, a matriz tridimensional 110 é formada por fibras que são ligadas e fundidas em uma estrutura rígida, com uma composição que exibe bio- reabsorbilidade. O uso de fibras como uma matéria-prima para criar a matriz tridimensional 110 propicia uma vantagem distinta sobre o uso de matérias-primas à base de pó bioativo ou bio-reabsorvíveis convencionais. Em uma realização, a matéria-prima à base de fibra propicia uma estrutura que tem mais resistência em uma dada porosidade que uma estrutura à base de pó. Em uma realização, o uso de fibras como a matéria-prima primária resulta em um material bioativo que exibe taxas de dissolução mais uniformes e controladas no fluido corpóreo.In one embodiment, the three-dimensional matrix 110 is formed of fibers that are bonded and fused into a rigid structure, with a composition that exhibits bioresorbability. The use of fibers as a raw material to create the three-dimensional matrix 110 provides a distinct advantage over the use of conventional bioactive powder or bio-resorbable raw materials. In one embodiment, the fiber-based raw material provides a structure that has more strength in a given porosity than a powder-based structure. In one embodiment, the use of fibers as the primary raw material results in a bioactive material that exhibits more uniform and controlled dissolution rates in body fluid.

Em uma realização, o material à base de fibra da matriz tridimensional 110 exibe características de bio- reabsorbilidade superior sobre as mesmas composições em um sistema à base de pó ou à base de partícula. Por exemplo, as taxas de dissolução são cada vez mais variáveis e desse modo, imprevisíveis, quando o material exibe limites de grãos, como uma forma de material à base de pó, ou quando o material está em uma fase cristalina. Materiais à base de partículas demonstraram exibir diminuição rápida na resistência quando dissolvidos por fluidos corpóreos, e exibem falhas devido à fadiga pela propagação de trincas nos limites de grãos de partículas. Uma vez que o vidro bioativo ou os materiais cerâmicos em forma de fibra são em geral amorfos, e os processos de tratamento térmico dos métodos da presente invenção podem controlar melhor a quantidade e o grau de estrutura ordenada e de cristalinidade, a estrutura de suporte de tecido 100 da presente invenção pode exibir taxas de dissolução mais controladas, com maior resistência.In one embodiment, the fiber-based material of the three-dimensional matrix 110 exhibits superior bio-resorbability characteristics over the same compositions in a powder-based or particle-based system. For example, dissolution rates are increasingly variable and thus unpredictable when the material exhibits grain boundaries, such as a form of powder-based material, or when the material is in a crystalline phase. Particle-based materials have been shown to exhibit rapid decrease in strength when dissolved by bodily fluids, and exhibit failures due to fatigue from crack propagation at particle grain boundaries. Since bioactive glass or fiber-shaped ceramic materials are generally amorphous, and the heat treatment processes of the methods of the present invention can better control the amount and degree of ordered structure and crystallinity, the supporting structure of fabric 100 of the present invention may exhibit more controlled dissolution rates with greater strength.

A estrutura de suporte de tecido bioativo 100 da presente invenção propicia características mecânicas e químicas desejadas, combinadas com a morfologia dos poros para promover osteocondutividade. A rede de poros 120 é a porosidade interconectada natural que resulta do espaço em meio ao material de fibra entrelaçado, não tecido em uma estrutura que simula a estrutura de osso natural. Além disso, com o uso dos métodos descritos aqui, o tamanho do poro pode ser controlado e otimizado para aumentar o fluxo sanguíneo e o fluido corpóreo dentro da estrutura de suporte 100 e do osso regenerado. Por exemplo, o tamanho do poro e a distribuição do tamanho do poro podem ser controlados através da seleção de formadores de poros e de aglutinantes orgânicos que são volatilizados durante a formação da estrutura de suporte 100. O tamanho do poro e a distribuição do tamanho do poro podem ser determinados pelo tamanho da partícula e pela distribuição do tamanho da partícula do formador de poros que inclui um único modo de tamanhos de poros, uma distribuição de tamanho de poro bimodal, e/ou uma distribuição de tamanho de poro multimodal. A porosidade da estrutura de suporte 100 pode estar na faixa de aproximadamente 40% a aproximadamente 85%. Em uma realização, essa faixa promove o processo de osteoindução do tecido em regeneração uma vez implantado em tecido vivo enquanto exibe resistência de suporte de carga.The bioactive tissue support structure 100 of the present invention provides desired mechanical and chemical characteristics, combined with pore morphology to promote osteoconductivity. Pore network 120 is the natural interconnected porosity that results from space amidst the interwoven, non-woven fiber material in a structure that simulates the structure of natural bone. Furthermore, using the methods described here, pore size can be controlled and optimized to increase blood flow and body fluid within the supporting structure 100 and regenerated bone. For example, pore size and pore size distribution can be controlled by selecting pore formers and organic binders that are volatilized during the formation of support structure 100. Pore size and pore size distribution pore sizes can be determined by the particle size and particle size distribution of the pore former which includes a single mode pore size, a bimodal pore size distribution, and/or a multimodal pore size distribution. The porosity of the support structure 100 can range from approximately 40% to approximately 85%. In one embodiment, this band promotes the process of osteoinduction of regenerating tissue once implanted into living tissue while exhibiting load-bearing resistance.

A estrutura de suporte 100 é fabricada com o uso de fibras como uma matéria-prima. As fibras podem ser compostas de um material bioativo que exibe bio-reabsorbilidade. O termo "fibra" conforme aqui utilizado se destina a descrever um filamento em uma forma contínua ou descontínua que tem uma relação de aspecto maior que um, e formado a partir de um processo de formação de fibras como trefilação, fiação, sopro, ou outro processo semelhante utilizado tipicamente na formação de materiais fibrosos. As fibras bioativas podem ser fabricadas a partir da composição bioativa que é capaz de ser formada em uma forma de fibra, tal como vidros bioativos, cerâmica, e vidro-cerâmica. As fibras podem ser fabricadas a partir de precursores de composições bioativas, que formam uma composição bioativa depois da formação da matriz tridimensional 110 enquanto forma a estrutura de suporte 100.The support structure 100 is manufactured using fiber as a raw material. Fibers can be composed of a bioactive material that exhibits bio-resorbability. The term "fiber" as used herein is intended to describe a filament in a continuous or discontinuous form that has an aspect ratio greater than one, and formed from a fiber-forming process such as drawing, spinning, blowing, or other. similar process typically used in the formation of fibrous materials. Bioactive fibers can be manufactured from the bioactive composition that is capable of being formed into a fiber form, such as bioactive glasses, ceramics, and glass-ceramics. Fibers can be fabricated from bioactive composition precursors, which form a bioactive composition after formation of three-dimensional matrix 110 while forming support structure 100.

Materiais de vidro bioativo e bio-reabsorvíveis são em geral conhecidos como um vidro que tem uma composição de carbonato de sódio, carbonato de cálcio, pentóxido de fósforo e sílica, como uma composição de vidro que tem aproximadamente 45-60% molar de sílica e uma razão molar de 2-10 de cálcio para fosfato. Materiais de vidro que têm essa composição ou semelhantes demonstram a formação de uma camada rica em sílica e uma película de cálcio fosfato na superfície de materiais em um ambiente aquoso que prontamente liga o material de vidro ao osso. Podem ser feitas variações na composição através da adição de composições como magnésia, óxido de potássio, óxido bórico, e outros compostos, embora seja em geral conhecido que um teor de sílica entre 45-60% molar na camada interfacial é vantajoso para a formação da camada rica em sílica e uma película de fosfato de cálcio para promover a formação de ligações entre a estrutura de suporte e o material de osso natural. Por exemplo, ver a publicação de Ogino, Ohuchi, and Bench, "Compositional Dependence of the Formation of Calcium Phosphate Films on Bioglass:, J Biomed Mater Res. 1980, 14:55-64 (aqui incorporado a título de referência).Bioactive and bio-resorbable glass materials are generally known as a glass which has a composition of sodium carbonate, calcium carbonate, phosphorus pentoxide and silica, as a glass composition which has approximately 45-60 mol% silica and a 2-10 molar ratio of calcium to phosphate. Glass materials that have this or similar composition demonstrate the formation of a silica-rich layer and a calcium phosphate film on the surface of materials in an aqueous environment that readily binds the glass material to bone. Composition variations can be made by adding compositions such as magnesia, potassium oxide, boric oxide, and other compounds, although it is generally known that a silica content of between 45-60 mol% in the interfacial layer is advantageous for the formation of the silica-rich layer and a calcium phosphate film to promote the formation of bonds between the supporting structure and the natural bone material. For example, see the publication by Ogino, Ohuchi, and Bench, "Compositional Dependence of the Formation of Calcium Phosphate Films on Bioglass: J Biomed Mater Res. 1980, 14:55-64 (herein incorporated by reference).

Compostos de vidro são mais facilmente formados em uma forma de fibra quando o material pode ser derretido e trefilado em uma fibra em uma forma amorfa. Materiais bioativos e bio-reabsorvíveis que podem ser fabricados em uma forma de fibra sem desvitrificação durante o processo de obtenção de fibra requerem alto teor de sílica e tanto óxido de sódio quanto óxido de potássio para prover um efeito dos alcalinos mistos para manter uma estrutura amorfa quando formada em uma fibra. Vários compostos de alcalino misto e vidros com alto teor de sílica que podem ser facilmente puxados para as fibras têm demonstrado tanto bioatividade quanto bio-reabsorbilidade. Por exemplo, ver a publicação de Brink, Turunen, Happonen, and Yli-Urpo, "Compositional Dependence of Bioactivity of Glasses in the SyStCm Na2O-K2O- MgO-CaO-B2O3-P2O5-SiO2, " J Biomed Mater Res. 1997; 37:114-121 (aqui incorporado a título de referência) , que descreve pelo menos dez diferentes composições no sistema Na20-K20-Mg0-Ca0- B2O3-P2O5-SiO2 que pode ser prontamente trefilado em fibra e que demonstra bioatividade. Em uma realização, um material bioativo e bio-reabsorvível que tem uma composição em respectivas quantidades de molar de 6% de Na2O; 7,9% de K2O; 7,7% MgO; 22,1% CaO; 0% B2O3; 1,7% P2O5; e 54,6% SiO2, (também referido como vidro 13-93) propicia desempenho de bioatividade e bio-reabsorbilidade.Glass composites are most easily formed into a fiber form when the material can be melted and drawn into a fiber in an amorphous form. Bioactive and bio-resorbable materials that can be manufactured into a fiber form without devitrification during the fiber making process require high silica content and both sodium oxide and potassium oxide to provide a mixed alkali effect to maintain an amorphous structure when formed into a fiber. Various mixed alkali compounds and high silica glasses that can be easily pulled onto the fibers have demonstrated both bioactivity and bioresorbability. For example, see the publication by Brink, Turunen, Happonen, and Yli-Urpo, "Compositional Dependence of Bioactivity of Glasses in the SyStCm Na2O-K2O-MgO-CaO-B2O3-P2O5-SiO2," J Biomed Mater Res. 1997; 37:114-121 (herein incorporated by reference), which describes at least ten different compositions in the Na20-K20-Mg0-Ca0-B2O3-P2O5-SiO2 system which can be readily drawn into fiber and which demonstrates bioactivity. In one embodiment, a bioactive and bioresorbable material that has a composition in respective molar amounts of 6% Na2O; 7.9% K2O; 7.7% MgO; 22.1% CaO; 0% B2O3; 1.7% P2O5; and 54.6% SiO2, (also referred to as 13-93 glass) provides bioactivity and bio-resorbability performance.

Com referência ainda à FIGURA 1, a rede de poros 12 0 com a matriz tridimensional 110 tem uma estrutura única 5 com propriedades que são particularmente vantajosas para o crescimento do tecido ósseo com uma estrutura de suporte reabsorvível 100. As características do espaço de poro 120 podem ser controladas através de seleção de componentes voláteis, como descrito aqui abaixo. A distribuição do 10 tamanho do poro e o tamanho do poro são características importantes da rede de poros 120, que podem ser especificadas e controladas, e desse modo, predeterminadas através da seleção dos componentes voláteis que têm tamanhos de partículas e distribuições específicos para prover uma 15 estrutura que é osteocondutora, enquanto mantém resistência para aplicações de suporte de carga. Adicionalmente, a rede de poros 120 exibe melhor interconectividade com tamanhos de estreitamento relativamente grandes entre os poros devido à posição das fibras do aglutinante e do formador de poros 20 sobre os materiais da técnica anterior que adicionalmente aumentam a osteocondutividade da estrutura de suporte de tecido reabsorvível 100 da presente invenção. A rede de poros 120 surge a partir do espaço que resulta da densidade de enfardamento natural dos materiais fibrosos, e do espaço que 25 resulta do deslocamento das fibras pelos componentes voláteis misturados com a fibra durante a formação da estrutura de suporte reabsorvível 100. Como descrito adicionalmente abaixo, o material bioativo que forma a matriz tridimensional 110 é fabricado pela fusão e pela ligação das fibras 30 sobrepostas e entrelaçadas com o vidro. As fibras e o vidro e/ou precursores de vidro, são componentes não voláteis que são predispostos através da formação de uma mistura com componentes voláteis, como aglutinantes e formadores de poros, que incluem, por exemplo, materiais orgânicos para predeterminar o tamanho do poro resultante, a distribuição do poro, e o tamanho do estreitamento entre os poros. Além disso, os componentes voláteis efetivamente aumentam o número de interconexões de poros ao aumentar o tamanho do estreitamento entre os poros, o que resulta em os poros serem conectados a múltiplos poros. Volumes de fibras são desaglomerados e distribuídos por toda a mistura, o que resulta em um posicionamento relativo dos materiais fibrosos em uma relação sobreposta e entrelaçada dentro dos materiais orgânicos voláteis. Depois da remoção dos componentes voláteis, e da fusão e ligação da fibra e do vidro para formar a matriz tridimensional 110, a rede de poros 120 resulta do espaço ocupado pelos componentes voláteis.Referring still to FIGURE 1, pore network 120 with three-dimensional matrix 110 has a unique structure 5 with properties that are particularly advantageous for bone tissue growth with a resorbable support structure 100. The characteristics of pore space 120 can be controlled through selection of volatile components, as described here below. The pore size distribution and the pore size are important features of the pore network 120, which can be specified and controlled, and thus, predetermined by selecting the volatile components that have specific particle sizes and distributions to provide a 15 structure that is osteoconductive while maintaining strength for load-bearing applications. Additionally, the pore network 120 exhibits better interconnectivity with relatively large nip sizes between the pores due to the position of the binder fibers and the pore former 20 over prior art materials which further increase the osteoconductivity of the resorbable tissue support structure 100 of the present invention. The pore network 120 arises from the space that results from the natural baling density of the fibrous materials, and the space that results from the displacement of fibers by the volatile components mixed with the fiber during formation of the resorbable support structure 100. As described further below, the bioactive material that forms the three-dimensional matrix 110 is manufactured by fusing and bonding the fibers 30 overlaid and interwoven with the glass. Fibers and glass and/or glass precursors are non-volatile components that are predisposed by forming a mixture with volatile components such as binders and pore formers, which include, for example, organic materials to predetermine pore size resulting, the pore distribution, and the size of the narrowing between the pores. Furthermore, the volatile components effectively increase the number of pore interconnects by increasing the size of the narrowing between the pores, which results in the pores being connected to multiple pores. Fiber volumes are de-agglomerated and distributed throughout the mixture, which results in a relative positioning of the fibrous materials in an overlapping and intertwined relationship within the volatile organic materials. After removal of the volatile components, and the fusion and bonding of the fiber and glass to form the three-dimensional matrix 110, the pore network 120 results from the space occupied by the volatile components.

Um objetivo de uma estrutura de suporte reabsorvível da presente invenção consiste em facilitar a geração de tecido in situcomo um implante em tecido vivo. Embora haja vários critérios para uma estrutura de suporte ideal para reparo do tecido ósseo, uma característica importante é uma rede porosa altamente interconectada com tanto tamanhos de poro, quanto interconexões de poro suficientemente grandes para migração celular, troca de fluidos e eventualmente crescimento de tecido e vascularização (por exemplo, penetração dos vasos sanguíneos). A estrutura de suporte de tecido reabsorvível 100 da presente invenção é uma estrutura porosa com tamanho de poro e interconectividade de poro que é particularmente adaptada para o crescimento do tecido ósseo. A rede de poros 120 tem um tamanho de poro que pode ser controlado através da seleção de componentes voláteis utilizados para fabricar a estrutura de suporte de tecido reabsorvível 100, para prover um tamanho médio dos poros de pelo menos 100 μm. Realizações da estrutura de suporte de tecido reabsorvível 100 têm um tamanho médio de poros na faixa de aproximadamente 10 μm a aproximadamente 600 μm, e alternativamente, um tamanho médio de poros na faixa de aproximadamente 100 μm a aproximadamente 500 μm. Os componentes voláteis, que incluem o aglutinante 5 orgânico e os formadores de poros, que formam os poros, asseguram um alto grau de interconectividade com tamanhos grandes de estreitamento de poro na matriz tridimensional. Pode ser desejável ter uma distribuição de tamanho de poro que seja menor que o tamanho do poro que pode ser determinado 10 através de análises in vitro,em que o tamanho do poro irá crescer conforme a matriz tridimensional 120 for dissolvida e reabsorvida no corpo. Dessa maneira, as capacidades de suporte de carga desse material são aumentadas com o implante inicial, com tecido ósseo regenerado que suporta mais da 15 carga conforme ele se regenera enquanto a estrutura de suporte de tecido reabsorvível 100 dissolve no corpo.One objective of a resorbable support structure of the present invention is to facilitate the generation of tissue in situ as an implant in living tissue. Although there are several criteria for an ideal support structure for bone tissue repair, an important feature is a highly interconnected porous network with both pore sizes and pore interconnections large enough for cell migration, fluid exchange and eventually tissue growth and vascularization (eg penetration of blood vessels). The resorbable tissue support structure 100 of the present invention is a porous structure with pore size and pore interconnectivity that is particularly adapted for bone tissue growth. The pore network 120 has a pore size that can be controlled through the selection of volatile components used to fabricate the resorbable tissue support structure 100, to provide an average pore size of at least 100 µm. Embodiments of the resorbable tissue support structure 100 have an average pore size in the range of approximately 10 µm to approximately 600 µm, and alternatively, an average pore size in the range of approximately 100 µm to approximately 500 µm. The volatile components, which include the organic binder and the pore formers, which form the pores, ensure a high degree of interconnectivity with large pore narrowing sizes in the three-dimensional matrix. It may be desirable to have a pore size distribution that is smaller than the pore size that can be determined by in vitro analysis, wherein the pore size will grow as the three-dimensional matrix 120 is dissolved and resorbed in the body. In this way, the load-bearing capabilities of this material are increased with the initial implant, with regenerated bone tissue bearing more of the load as it regenerates while the resorbable tissue support structure 100 dissolves in the body.

Com referência à FIGURA 2, é mostrada uma realização de um método 200 de formação da estrutura de suporte de tecido bioativo 100. Em geral, o volume de fibras 20 210 é misturado com um aglutinante 230 e um líquido 250 para formar um material moldável plasticamente, que é então curado para formar a estrutura de suporte de tecido bioativo 100. A etapa de cura 280 remove seletivamente os elementos voláteis da mistura, deixando o espaço de poro 120 aberto e 25 interconectado, e efetivamente funde e liga as fibras 210 à matriz tridimensional rígida 110.Referring to FIGURE 2, an embodiment of a method 200 of forming the bioactive tissue support structure 100 is shown. In general, fiber volume 210 is mixed with a binder 230 and a liquid 250 to form a plastically moldable material. , which is then cured to form the bioactive tissue support structure 100. Curing step 280 selectively removes volatile elements from the mixture, leaving pore space 120 open and 25 interconnected, and effectively fuses and bonds the fibers 210 to the matrix three-dimensional rigid 110.

O volume de fibras 210 pode ser provido a granel, ou como fibras cortadas. O diâmetro da fibra 210 pode variar de aproximadamente 1 a aproximadamente 200 μm e tipicamente 30 entre aproximadamente 5 e aproximadamente 100 μm. As fibras 210 desse tipo são tipicamente produzidas com uma distribuição relativamente estreita e controlada de diâmetros de fibra, e fibras de um dado diâmetro podem ser utilizadas, ou pode ser utilizada uma mistura de fibras que têm uma faixa de diâmetros de fibra. 0 diâmetro das fibras 210 irá influenciar a distribuição do tamanho do poro e o tamanho do poro resultantes da estrutura porosa, bem como o tamanho e a espessura da matriz tridimensional 110, que irá influenciar não apenas a osteocondutividade da estrutura de suporte 100, mas também a taxa à qual a estrutura de suporte 100 é dissolvida pelos fluidos corpóreos quando implantados em tecido vivo e as características de resistência resultantes, que incluem resistência à compressão e módulo de elasticidade.Fiber bulk 210 can be provided in bulk, or as chopped fibers. The diameter of fiber 210 can range from approximately 1 to approximately 200 µm and typically 30 between approximately 5 and approximately 100 µm. Fibers 210 of this type are typically produced with a relatively narrow and controlled distribution of fiber diameters, and fibers of a given diameter may be used, or a mixture of fibers having a range of fiber diameters may be used. The diameter of the fibers 210 will influence the pore size distribution and pore size resulting from the porous structure, as well as the size and thickness of the three-dimensional matrix 110, which will influence not only the osteoconductivity of the supporting structure 100, but also the rate at which the support structure 100 is dissolved by bodily fluids when implanted into living tissue and the resulting strength characteristics, which include compressive strength and modulus of elasticity.

O aglutinante 230 e o líquido 250, quando misturados com a fibra 210, criam uma mistura de batelada formável plasticamente que permite que as fibras 210 sejam distribuídas uniformemente por toda a batelada, enquanto propicia resistência a verde para permitir que o material da batelada seja formado de uma forma desejada na etapa de formação subsequente 270. Uma vez que o material aglutinante orgânico pode ser utilizado como aglutinante 23 0, tal como metilcelulose, hidroxipropil metilcelulose (HPMC), etilcelulose, e combinações dos mesmos. O aglutinante 230 pode incluir materiais tais como polietileno, polipropileno, polibuteno, poliestireno, acetado polivinílico, poliéster, polipropileno isotático, polipropileno atático, polisulfona, polímeros poliacetal, metacrilato de polimetila, copolímero de fumaron-indano, copolímero de etileno acetato de vinila, copolímero de estireno-butadieno, borracha acrílica, butiral polivinila, resina ionomérica, resina de epóxi, nylon, fenol formaldeído, fenol furfural, cera de parafina, emulsões de cera, cera microcristalina, celuloses, dextrinas, hidrocarbonetos clorados, alginatos refinados, amidos, gelatinas, ligninas, borrachas, acrílicos, betumes, caseína, gomas, albuminas, proteínas, glicóis, hidroxietil celulose, carbometilcelulose sódica, álcool polivinílico, polivinil pirrolidona, óxido de polietileno, poliacrilamidas, polietilenoimina, ágar, agarose, melaços, dextrinas, amido, lignosulfonatos, licor de licolignina, alginato de sódio, 5 goma arábica, goma xantana, goma de tragacanto, goma de karaya, goma de alfarroba, musgo irlandês, escleroglucana, acrílicos, e galatomanano catiônico, ou combinações dos mesmos. Embora vários aglutinantes 230 estejam listados acima, será apreciado que outros aglutinantes podem ser 10 utilizados. 0 aglutinante 230 propicia a reologia desejada do material de batelada de plástico a fim de formar um objeto desejado e manter a posição relativa das fibras 210 na mistura enquanto o objeto é formado, enquanto permanece inerte com relação aos materiais bioativos. As propriedades 15 físicas do aglutinante 230 irão influenciar a distribuição do tamanho do poro e o tamanho de poro do espaço de poro 12 0 para a estrutura de suporte 100. De preferência, o aglutinante 230 é capaz de desintegração térmica, ou dissolução seletiva, sem causar impacto sobre a composição 20 química dos componentes bioativos, que incluem a fibra 210.Binder 230 and liquid 250, when mixed with fiber 210, create a plastically formable batch blend that allows fibers 210 to be evenly distributed throughout the batch, while providing green resistance to allow the batch material to be formed. in a desired manner in the subsequent forming step 270. Since the organic binder material can be used as binder 230, such as methylcellulose, hydroxypropyl methylcellulose (HPMC), ethylcellulose, and combinations thereof. Binder 230 can include materials such as polyethylene, polypropylene, polybutene, polystyrene, polyvinyl acetate, polyester, isotactic polypropylene, atactic polypropylene, polysulfone, polyacetal polymers, polymethyl methacrylate, fumaron-indan copolymer, ethylene vinyl acetate copolymer, copolymer of styrene-butadiene, acrylic rubber, polyvinyl butyral, ionomeric resin, epoxy resin, nylon, phenol formaldehyde, furfural phenol, paraffin wax, wax emulsions, microcrystalline wax, celluloses, dextrins, chlorinated hydrocarbons, refined alginates, starches, gelatins , lignins, rubbers, acrylics, bitumen, casein, gums, albumins, proteins, glycols, hydroxyethyl cellulose, sodium carbomethylcellulose, polyvinyl alcohol, polyvinyl pyrrolidone, polyethylene oxide, polyacrylamides, polyethyleneimine, agar, agarose, molasses, dextrins, starch, lignosulfonates , licolignin liquor, sodium alginate, 5 gum arabic, xanthan gum, tragacanth to, karaya gum, locust bean gum, Irish moss, scleroglucan, acrylics, and cationic galatomannan, or combinations thereof. Although various binders 230 are listed above, it will be appreciated that other binders may be used. Binder 230 provides the desired rheology of the plastic batch material in order to form a desired object and maintain the relative position of fibers 210 in the mixture while the object is formed, while remaining inert with respect to the bioactive materials. The physical properties of the binder 230 will influence the pore size distribution and the pore size of the pore space 120 for the support structure 100. Preferably, the binder 230 is capable of thermal disintegration, or selective dissolution, without impact the chemical composition of the bioactive components, which include fiber 210.

O fluido 250 é adicionado conforme necessário para atingir uma reologia desejada no material de batelada de plástico apropriada para formar o material de batelada de plástico no objeto desejado na etapa de formação subsequente 25 270. A água é tipicamente utilizada, embora solventes de vários tipos possam ser utilizados. Medidas reológicas podem ser feitas durante a etapa de mistura 260 para avaliar a plasticidade e a força coesiva da mistura antes da etapa de formação 270.Fluid 250 is added as needed to achieve a desired rheology in the appropriate plastic batch material to form the plastic batch material into the desired object in the subsequent forming step 270. Water is typically used, although solvents of various types can be used. Rheological measurements can be made during blending step 260 to assess the plasticity and cohesive strength of the blend prior to forming step 270.

Formadores de poros 240 podem ser incluídos na mistura para aumentar o espaço de poro 12 0 da estrutura de suporte bioativa 100. Formadores de poros são materiais não reativos que ocupam volume no material de batelada de plástico durante a etapa de mistura 260 e a etapa de formação 270. Quando utilizados, o tamanho da partícula e a distribuição do tamanho do formador de poros 240 irá influenciar a distribuição do tamanho do poro e o tamanho do 5 poro resultante do espaço do poro 120 da estrutura de suporte 100. Os tamanhos das partículas podem variar tipicamente entre aproximadamente 25 μm ou menos a aproximadamente 450 μm ou mais, ou alternativamente, o tamanho da partícula para o formador de poros pode ser uma função do diâmetro das fibras 10 210 que varia de aproximadamente 0,1 a aproximadamente 100 vezes o diâmetro das fibras 210. O formador de poros 240 deve ser prontamente removível durante a etapa de cura 280 sem desfazer significativamente a posição relativa das fibras circundantes 210. Em uma realização da invenção, o formador 15 de poros 24 0 pode ser removido através de pirólise ou degradação térmica, ou volatilização em elevadas temperaturas durante a etapa de cura 280. Por exemplo, emulsões de microcera, partículas de resinas fenólicas, farinha, amido, ou partículas de carbono podem ser incluídos na mistura como 20 o formador de poros 240. Outros formadores de poros 240 podem incluir negro de carbono, carvão ativado, flocos de grafite, grafite sintética, farinha de madeira, amido modificado, celuloses, cascas de coco, esferas de látex, sementes de aves, serragem, polímeros pirolizáveis, poli(metacrilato de 25 alquila), metacrilato de polimetila, metacrilato de polietila, polimetacrilato de n-butila, poliéteres, politetraidrofurano, poli(1,3-dioxolano), poli(óxidos de alcaleno), óxido de polietileno, óxido de polipropileno, copolímeros de metacrilado, poliisobutileno, carbonato de 30 politrimetileno, oxalato de polietileno, polibeta- propiolactona, polidelta-valerolactona, carbonato de polietileno, carbonato de polipropileno, copolímero de vinil tolueno/alfa-metilestireno, copolímeros de estireno/alfa- metilestireno, e copolímeros de dióxido de enxofre-olefina. Formadores de poros 240 podem ser em geral definidos como orgânicos ou inorgânicos, sendo que o orgânico queima tipicamente em uma temperatura mais baixa que o inorgânico. 5 Embora vários formadores de poros 240 estejam listados acima, será apreciado que outros formadores de poros 240 podem ser utilizados. Formadores de poros 240 podem ser, embora não precisem ser, completamente biocompatíveis uma vez que eles são removidos da estrutura de suporte 100 durante o 10 processamento.Pore formers 240 may be included in the blend to increase the pore space 120 of the bioactive support structure 100. Pore formers are non-reactive materials that take up volume in the plastic batch material during blending step 260 and the step of formation 270. When used, the particle size and size distribution of the pore former 240 will influence the pore size distribution and the resulting pore size of the pore space 120 of the support structure 100. The particle sizes may typically range from approximately 25 µm or less to approximately 450 µm or more, or alternatively, the particle size for the pore former may be a function of fiber diameter 10 210 ranging from approximately 0.1 to approximately 100 times the fiber diameter 210. Pore former 240 should be readily removable during curing step 280 without significantly disrupting the relative position of the surrounding fibers. 210. In one embodiment of the invention, the pore former 240 may be removed through pyrolysis or thermal degradation, or volatilization at elevated temperatures during the curing step 280. For example, microwax emulsions, phenolic resin particles, flour, starch, or carbon particles may be included in the mixture as the pore former 240. Other pore formers 240 may include carbon black, activated carbon, graphite flakes, synthetic graphite, wood flour, modified starch, celluloses , coconut shells, latex spheres, poultry seeds, sawdust, pyrolyzable polymers, poly(25-alkyl methacrylate), polymethyl methacrylate, polyethyl methacrylate, polyn-butyl methacrylate, polyethers, polytetrahydrofuran, poly(1,3- dioxolane), poly(alkalene oxides), polyethylene oxide, polypropylene oxide, methacrylate copolymers, polyisobutylene, polytrimethylene carbonate, polyethylene oxalate, polybeta-propiolactone, polyd. elta-valerolactone, polyethylene carbonate, polypropylene carbonate, vinyl toluene/alpha-methylstyrene copolymer, styrene/alpha-methylstyrene copolymers, and sulfur dioxide-olefin copolymers. Pore formers 240 can generally be defined as organic or inorganic, with organic typically burning at a lower temperature than inorganic. 5 Although various pore formers 240 are listed above, it will be appreciated that other pore formers 240 can be used. Pore formers 240 can be, though need not be, completely biocompatible as they are removed from the support structure 100 during processing.

Um agente de ligação 220 pode ser incluído na mistura para promover resistência e desempenho da estrutura de suporte bioativa resultante 100. 0 agente de ligação 220 pode incluir material à base de pó da mesma composição que o 15 volume de fibras 210, ou ele pode incluir material à base de pó de uma composição diferente. Conforme será explicado adicionalmente em detalhe abaixo, os aditivos com base no agente de ligação 220 aumentam a força de ligação das fibras entrelaçadas 210 que formam a matriz tridimensional 110 20 através da formação de ligações entre as fibras adjacentes e cruzadas 210. O agente de ligação 220 pode ser vidro bioativo, vidro cerâmico, cerâmica, ou precursores dos mesmos.A binding agent 220 may be included in the mixture to promote strength and performance of the resulting bioactive support structure 100. The binding agent 220 may include powder-based material of the same composition as the fiber volume 210, or it may include powder-based material of a different composition. As will be explained further in detail below, additives based on bonding agent 220 increase the binding strength of the intertwined fibers 210 that form the three-dimensional matrix 110 20 by forming bonds between adjacent and cross-linked fibers 210. The bonding agent 220 can be bioactive glass, ceramic glass, ceramic, or precursors thereof.

As quantidades relativas dos respectivos materiais, 25 que incluem o volume de fibras 210, o aglutinante 230, e o líquido 250 dependem da porosidade total desejada na estrutura de suporte de tecido bioativo 100. Por exemplo, para prover uma estrutura de suporte 100 que tem aproximadamente 60% de porosidade, os componentes não voláteis 275, tal como a fibra 210 , devem equivaler a aproximadamente 40% da mistura por volume. A quantidade relativa de componentes voláteis 285, como o aglutinante 230 e o líquido 250 equivaleriam a aproximadamente 60% da mistura por volume, com a quantidade relativa de aglutinante para líquido determinada pela reologia desejada da mistura. Além disso, para produzir uma estrutura de suporte 100 que tem aumento de porosidade pelo formador de poros 240, a 5 quantidade dos componentes voláteis 285 é ajustada para incluir o formador de poros volátil 240. Semelhantemente, para produzir uma estrutura de suporte 100 que tem resistência aumentada pelo agente de ligação 220, a quantidade dos componentes não voláteis 275 seria ajustada 10 para incluir o agente de ligação não volátil 220. Pode ser apreciado que as quantidades relativas dos componentes não voláteis 275 e dos componentes voláteis 285 e a porosidade resultante da estrutura de suporte 100 irão variar conforme a densidade do material pode variar devido à reação dos 15 componentes durante a etapa de cura 280. Exemplos específicos são providos abaixo.The relative amounts of the respective materials, which include fiber volume 210, binder 230, and liquid 250 depend on the total porosity desired in the bioactive tissue support structure 100. For example, to provide a support structure 100 that has approximately 60% porosity, non-volatile components 275, such as fiber 210, should equal approximately 40% of the mixture by volume. The relative amount of volatile components 285, such as binder 230 and liquid 250 would equal approximately 60% of the mixture by volume, with the relative amount of binder to liquid determined by the desired rheology of the mixture. In addition, to produce a support structure 100 that has increased porosity by pore former 240, the amount of volatile components 285 is adjusted to include volatile pore former 240. Similarly, to produce a support structure 100 which has increased strength by binding agent 220, the amount of non-volatile components 275 would be adjusted to include non-volatile binding agent 220. It can be appreciated that the relative amounts of non-volatile components 275 and volatile components 285 and the resulting porosity of Support structure 100 will vary as material density may vary due to the reaction of the 15 components during curing step 280. Specific examples are provided below.

Na etapa de mistura 260, a fibra 210, o aglutinante 230, o líquido 250, o formador de poros 240 e/ou o agente de ligação 220, se incluído, são misturados em uma massa 20 homogênea de uma mistura plasticamente deformável e uniforme.In the mixing step 260, fiber 210, binder 230, liquid 250, pore former 240 and/or bonding agent 220, if included, are mixed into a homogeneous mass 20 of a uniform plastically deformable mixture.

A etapa de mistura 260 pode incluir a mistura a seco, mistura a úmido, mistura por cisalhamento, e amassamento, que pode ser necessário para distribuir uniformemente o material em uma massa homogênea enquanto transmite as forças de 25 cisalhamento necessárias para romper e distribuir ou desaglomerar as fibras 210 com os materiais não fibrosos. A quantidade de mistura, cisalhamento, e amassamento, e a duração desses processos de mistura dependem da seleção de fibras 210 e dos materiais não fibrosos, juntamente com a 30 seleção do tipo de equipamento de mistura utilizado durante a etapa de mistura 260, a fim de obter uma distribuição uniforme e consistente dos materiais dentro da mistura, com as propriedades reológicas desejadas para formar o objeto na etapa de formação subsequente 270. A mistura pode ser executada com o uso de equipamento de mistura industrial, tais como misturadores de descontínuos, misturadores de cisalhamento, e/ou amassadores.Mixing step 260 may include dry mixing, wet mixing, shear mixing, and kneading, which may be necessary to evenly distribute the material into a homogeneous mass while imparting the necessary shear forces to break and distribute or deagglomerate the fibers 210 with the non-fibrous materials. The amount of mixing, shearing, and kneading, and the duration of these mixing processes depend on the selection of fibers 210 and non-fibrous materials, along with the selection of the type of mixing equipment used during the mixing step 260, in order to obtain a uniform and consistent distribution of the materials within the mixture, with the desired rheological properties to form the object in the subsequent forming step 270. The mixture can be carried out using industrial mixing equipment such as batch mixers, mixers shears, and/or kneaders.

A etapa de formação 270 forma a mistura da etapa de mistura 260 no objeto que irá se tornar a estrutura de suporte de tecido bioativo 100. A etapa de formação 270 pode incluir a extrusão, laminação, fusão por pressão, ou moldagem em praticamente qualquer forma desejada a fim de prover um objeto formado grosseiramente que pode ser curado na etapa de cura 280 para prover a estrutura de suporte 100. Pode-se apreciar que as dimensões finais da estrutura de suporte 100 podem ser diferentes do objeto formado na etapa de formação 270, devido ao encolhimento do objeto durante a etapa de cura 280, e adicionalmente fazer a máquina e por modelagem final pode ser necessário para encontrar os requisitos dimensionais especificados. Em uma realização exemplificadora para prover amostras para testes mecânicos e in vitroe in vivo, a etapa de formação 270 força a mistura para dentro de um bastão cilíndrico com o uso de um êmbolo extrusor que força a mistura através de um molde redondo.Forming step 270 forms the blending of blending step 260 into the object that will become bioactive tissue support structure 100. Forming step 270 can include extrusion, lamination, pressure melting, or molding into virtually any shape. desired in order to provide a coarsely formed object that can be cured in the curing step 280 to provide the support structure 100. It will be appreciated that the final dimensions of the support structure 100 may be different from the object formed in the forming step 270 , due to shrinkage of the object during curing step 280, and additionally machine making and final shaping may be necessary to meet the specified dimensional requirements. In an exemplary embodiment to provide samples for mechanical and in vitro and in vivo testing, forming step 270 forces the mixture into a cylindrical rod using an extruder plunger which forces the mixture through a round mold.

O objeto é então curado na estrutura de suporte de tecido bioativo 100 na etapa de cura 280, tal como adicionalmente descrito com referência à FIGURA 3. Na realização mostrada na FIGURA 3, a etapa de cura 280 pode ser executada como a sequência de três fases: uma etapa de secagem 310; uma etapa de remoção de componente volátil 320; e uma etapa de formação de ligação 330. Na primeira fase, secagem 310, o objeto formado é secado pela remoção do líquido com o uso de calor de temperatura ligeiramente elevada com ou sem convecção extrudada para gradualmente remover o líquido. Vários métodos para aquecer o objeto podem ser utilizados, os quais incluem, mas não estão limitados a, aquecimento por convecção de ar aquecido, secagem por congelamento a vácuo, extração de solvente, métodos de secagem por microondas ou eletromagnética/radiofrequência (RF). 0 líquido dentro do objeto formado é de preferência 5 removido não muito rapidamente para evitar fissuras de secagem devido ao encolhimento. Tipicamente, para sistemas com base aquosa, o objeto formado pode ser secado quando exposto a temperaturas entre aproximadamente 90 °C e aproximadamente 150°C por um período de aproximadamente uma 10 hora, embora o tempo de secagem real possa variar devido ao tamanho e à forma do objeto, com objetos maiores, e mais massivos levando mais tempo para secar. No caso de secagem por energia de microonda ou RF, o próprio líquido, e/ou outros componentes do objeto, adsorvem a energia radiada para 15 gerar calor mais uniformemente por todo o material. Durante a etapa de secagem 310, dependendo da seleção de materiais utilizados como componentes voláteis, o aglutinante 230 pode congelar ou formar gel para prover maior resistência a verde para prover rigidez e resistência no objeto para manuseio 20 subsequente.The object is then cured on the bioactive tissue support structure 100 in the healing step 280, as further described with reference to FIGURE 3. In the embodiment shown in FIGURE 3, the healing step 280 can be performed as a three-phase sequence. : a drying step 310; a volatile component removal step 320; and a bond-forming step 330. In the first stage, drying 310, the formed object is dried by removing the liquid using slightly elevated temperature heat with or without extruded convection to gradually remove the liquid. Various methods of heating the object can be used which include, but are not limited to, heated air convection heating, vacuum freeze drying, solvent extraction, microwave drying methods or electromagnetic/radio frequency (RF). The liquid within the formed object is preferably removed not too quickly to avoid drying cracks due to shrinkage. Typically, for water-based systems, the formed object can be dried when exposed to temperatures between approximately 90 °C and approximately 150°C for a period of approximately 10 hours, although the actual drying time may vary due to size and object shape, with larger, more massive objects taking longer to dry. In the case of microwave or RF energy drying, the liquid itself, and/or other components of the object, adsorb the radiated energy to generate heat more evenly throughout the material. During drying step 310, depending on the selection of materials used as volatile components, binder 230 may freeze or gel to provide greater green resistance to provide rigidity and strength in the object for subsequent handling.

Uma vez que o objeto está seco, ou substancialmente livre do líquido componente 250 pela etapa de secagem 310, a próxima fase da etapa de cura 28 0 prossegue para a etapa de remoção de componente volátil 320. Essa fase remove os 25 componentes voláteis (por exemplo, o aglutinante 230 e o formador de poros 240) do objeto deixando apenas os componentes não voláteis que formam a matriz tridimensional 110 da estrutura de suporte de tecido 100. Os componentes voláteis podem ser removidos, por exemplo, através de 30 pirólise ou por degradação térmica, ou extração de solvente. A etapa de remoção de componente volátil 320 pode ser adicionalmente analisada em uma sequência de etapas de remoção de componentes, como uma etapa de queima de aglutinante 340 seguida por uma etapa de remoção de formador de poros 350, quando os componentes voláteis 285 são selecionados de modo que a etapa de remoção de componente volátil 320 pode remover os componentes sequencialmente. Por 5 exemplo, o HPMC utilizado como um aglutinante 230 irá decompor termicamente em aproximadamente 300°C. Um formador de poros de grafite 220 irá oxidar em dióxido de carbono quando aquecido a aproximadamente 600 °C na presença de oxigênio. Semelhantemente, farinha ou amido, quando utilizados como um formador de poros 220, irão se decompor termicamente em temperaturas entre aproximadamente 300 °C e aproximadamente 600 °C. Consequentemente, o objeto formado composto de um aglutinante 23 0 de HPMC e de um formador de poros 220 de partículas de grafite, pode ser processado na 15 etapa de remoção de componente volátil 320 ao submeter o objeto a um esquema de duas etapas para remover o aglutinante 230 e em seguida o formador de poros 220. Nesse exemplo, a etapa de queima de aglutinante 340 pode ser executada a uma temperatura de pelo menos aproximadamente 300°C, mas menos 20 que aproximadamente 600°C por um período de tempo. A etapa de remoção do formador de poros 3 50 pode ser executada em seguida pelo aumento da temperatura para pelo menos aproximadamente 600°C com a inclusão de oxigênio na câmara de aquecimento. Essa etapa de remoção do componente volátil 25 sequenciada termicamente 320 propicia uma remoção controlada dos componentes voláteis 285 enquanto mantém a posição relativa dos componentes não voláteis 275 no objeto formado.Once the object is dry, or substantially free of component liquid 250 by drying step 310, the next step of curing step 280 proceeds to volatile component removal step 320. This step removes the 25 volatile components (by example, the binder 230 and the pore former 240) of the object leaving only the non-volatile components that form the three-dimensional matrix 110 of the tissue support structure 100. The volatile components can be removed, for example, by pyrolysis or by thermal degradation, or solvent extraction. The volatile component removal step 320 can be further analyzed in a sequence of component removal steps, such as a binder burning step 340 followed by a pore-former removal step 350, when volatile components 285 are selected from so that the volatile component removal step 320 can sequentially remove the components. For example, HPMC used as a 230 binder will thermally decompose at approximately 300°C. A 220 graphite pore former will oxidize to carbon dioxide when heated to approximately 600 °C in the presence of oxygen. Similarly, flour or starch, when used as a 220 pore former, will thermally decompose at temperatures between approximately 300 °C and approximately 600 °C. Consequently, the formed object composed of a binder 230 of HPMC and a pore former 220 of graphite particles, can be processed in the volatile component removal step 320 by subjecting the object to a two-step scheme for removing the binder 230 and then pore former 220. In this example, the binder firing step 340 can be carried out at a temperature of at least approximately 300°C, but less than approximately 600°C for a period of time. The pore former 350 removal step can then be performed by increasing the temperature to at least approximately 600°C with the inclusion of oxygen in the heating chamber. This thermally sequenced volatile component 25 removal step 320 provides for a controlled removal of the volatile components 285 while maintaining the relative position of the non-volatile components 275 in the formed object.

A FIGURA 4 retrata uma representação esquemática de vários componentes do objeto formado antes para a etapa de 30 remoção de componente volátil 320. As fibras 210 são entrelaçadas com uma mistura do aglutinante 230 e o formador de poros 240. Opcionalmente, o agente de ligação 220 pode ser distribuído adicionalmente na mistura (não mostrado para maior clareza). A FIGURA 5 retrata uma representação esquemática do objeto formado depois da conclusão da etapa de remoção de componente volátil 320. As fibras 210 mantêm sua posição relativa como determinado a partir da mistura das 5 fibras 210 com os componentes voláteis 285 como componentes voláteis 285 são removidos. Depois da conclusão da remoção dos componentes voláteis 285, a resistência mecânica do objeto pode estar bastante frágil, e o manuseio do objeto nesse estado deve ser executado com cuidado. Em uma 10 realização, cada fase da etapa de cura 280 é executada no mesmo forno ou estufa. Em uma realização, uma bandeja de manipulação é provida, sobre a qual o objeto pode ser processado para minimizar os danos causados pela manipulação.FIGURE 4 depicts a schematic representation of various components of the object formed prior to the volatile component removal step 320. Fibers 210 are interwoven with a mixture of binder 230 and pore former 240. Optionally, binding agent 220 can be further distributed in the mix (not shown for clarity). FIGURE 5 depicts a schematic representation of the object formed after completion of the volatile component removal step 320. The fibers 210 maintain their relative position as determined from the mixture of the 5 fibers 210 with the volatile components 285 as the volatile components 285 are removed . After completion of the removal of volatile components 285, the mechanical strength of the object may be quite fragile, and handling of the object in this state must be performed with care. In one embodiment, each phase of the curing step 280 is performed in the same oven or oven. In one embodiment, a handling tray is provided, on which the object can be processed to minimize damage caused by handling.

A FIGURA 6 retrata uma representação esquemática do 15 objeto formado depois da conclusão da última etapa da etapa de cura 280, a formação de ligação 330. O espaço de poro 120 é criado onde o aglutinante 23 0 e o formador de poros 24 0 foram removidos, e as fibras 210 são fundidas e ligadas na matriz tridimensional 110. As características dos componentes 20 voláteis 285, que incluem o tamanho do formador de poros 240 e/ou a distribuição de tamanhos de partículas do formador de poros 24 0 e/ou a quantidade relativa do aglutinante 23 0, juntos cooperam para predeterminar o tamanho do poro resultante, a distribuição do tamanho do poro, e a 25 interconectividade de poro da estrutura de suporte de tecido resultante 100. O agente de ligação 220 e as ligações de vidro que se formam em nós sobrepostos 610 e nós adjacentes 620 da matriz tridimensional 110 propiciam integridade estrutural da matriz tridimensional resultante 110.FIGURE 6 depicts a schematic representation of the object formed after completion of the last step of curing step 280, bond formation 330. Pore space 120 is created where binder 230 and pore former 240 have been removed , and the fibers 210 are fused and bonded in the three-dimensional matrix 110. The characteristics of the volatile components 285, which include the size of the pore former 240 and/or the particle size distribution of the pore former 240 and/or the The relative amount of binder 230 together cooperate to predetermine the resulting pore size, pore size distribution, and pore interconnectivity of the resulting tissue support structure 100. The bonding agent 220 and the glass bonds that they form in overlapping nodes 610 and adjacent nodes 620 of the three-dimensional array 110 provide structural integrity of the resulting three-dimensional array 110.

Para demonstrar o efeito da combinação das características da presente invenção, uma análise comparativa 700 é mostrada na FIGURA 7. Cinco amostras comparativas (710, 720, 730, 740, e 750) foram preparadas e analisadas para resistência à compressão (em Mpa) e porosidade (como uma porcentagem). A amostra 710 demonstra a relação resistência/porosidade para uma estrutura porosa à base de pó de vidro bioativo 13-93. A amostra 710 foi preparada a partir 5 de uma mistura de 5 gramas de pó de vidro bioativo 13-93, com 2 gramas de aglutinante orgânico HPMC, e água para prover uma batelada de plástico, extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro, e sinterizada em uma forma porosa em uma pluralidade de temperaturas de sinterização. A amostra 720 10 foi preparada a partir de uma mistura de fibra de vidro bioativa 13-93 com 2 gramas de aglutinante orgânico HPMC, e água para prover uma batelada de plástico, extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro, e curada em uma forma porosa em uma pluralidade de temperaturas de formação de ligação, como 15 descrito acima com relação à FIGURA 3. Tanto a amostra 710 quanto a amostra 720 não incluem um formador de poros 240. Conforme descrito acima, a relação resistência/porosidade para o sistema à base de fibra da amostra 720 é melhorado ao longo da amostra à base de pó 710. Na amostra 720, o 20 aglutinante orgânico, como um componente volátil 285, posiciona a fibra com o espaço entre as fibras predeterminado pelo componente volátil 285 (aqui, o aglutinante orgânico 230) para aumentar a porosidade sobre a amostra à base de pó da mesma resistência efetiva.To demonstrate the effect of combining the features of the present invention, a comparative analysis 700 is shown in FIGURE 7. Five comparative samples (710, 720, 730, 740, and 750) were prepared and analyzed for compressive strength (in Mpa) and porosity (as a percentage). Sample 710 demonstrates the strength/porosity relationship for a porous structure based on bioactive glass powder 13-93. Sample 710 was prepared from a mixture of 5 grams of 13-93 bioactive glass powder, with 2 grams of HPMC organic binder, and water to provide a batch of plastic, extruded as a 14 mm diameter stick, and sintered into a porous form at a plurality of sintering temperatures. Sample 720 10 was prepared from a mixture of 13-93 bioactive fiberglass with 2 grams of HPMC organic binder, and water to provide a plastic batch, extruded as a 14 mm diameter stick, and cured in a it forms porous at a plurality of bond forming temperatures, as described above with respect to FIGURE 3. Both sample 710 and sample 720 do not include a pore former 240. As described above, the strength/porosity ratio for the system The fiber-based sample of sample 720 is improved over the powder-based sample 710. In sample 720, the organic binder, as a volatile component 285, positions the fiber with the space between the fibers predetermined by the volatile component 285 (here , the organic binder 230) to increase the porosity on the powder-based sample of the same effective strength.

Para demonstrar o efeito da adição de um formador de poros 24 0, a amostra 73 0 foi preparada a partir de uma mistura de pó de vidro bioativo 13-93 com 2 gramas de aglutinante orgânico HPMC e 1,5 grama de PMMA com um tamanho da partícula de 100 μm como um formador de poros 240 e água 30 para prover uma batelada de plástico, extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro, e curada em uma forma porosa em uma pluralidade de temperaturas de sinterização. A amostra 74 0 foi preparada a partir de uma mistura de 5 gramas de fibra de vidro bioativa 13-93 com 2 gramas de aglutinante orgânico HPMC e 1,5 grama de PMMA com um tamanho de partícula de 100 μm como um formador de poros 240 e água para prover uma batelada de plástico, extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro, e curada em uma forma porosa em uma pluralidade de temperaturas de formação de ligação. A amostra 750 foi preparada a partir de uma mistura de 5 gramas de fibra de vidro bioativa 13-93 com 2 gramas de aglutinante orgânico HPMC e 7 gramas de pó de grafite 4015 que tem uma distribuição de tamanhos de partículas de entre aproximadamente 150 a aproximadamente 425 μm como um formador de poros 240, mas com adição de várias quantidades de pó de vidro bioativo 13-93 como um agente de ligação 220, que foi curada em uma temperatura de formação de ligação de aproximadamente 8 00°C. Novamente, as amostras comparativas à base de fibra 74 0 e 750 exibem uma relação resistência/porosidade que excede o desempenho das amostras 710 e 730. O formador de poros 240 e o aglutinante 230 cooperam para predeterminar o tamanho do poro resultante, a distribuição de tamanho de poro, e a interconectividade de poro da amostra, com maior resistência para uma dada porosidade sobre os métodos e dispositivos convencionais.To demonstrate the effect of adding a 240 pore former, sample 730 was prepared from a mixture of bioactive glass powder 13-93 with 2 grams of HPMC organic binder and 1.5 grams of PMMA of one size of the 100 µm particle as a pore former 240 and water 30 to provide a batch of plastic, extruded as a rod 14 mm in diameter, and cured into a porous form at a plurality of sintering temperatures. Sample 740 was prepared from a mixture of 5 grams of 13-93 bioactive glass fiber with 2 grams of HPMC organic binder and 1.5 grams of PMMA with a particle size of 100 µm as a pore former 240 and water to provide a batch of plastic, extruded as a rod 14 mm in diameter, and cured into a porous shape at a plurality of bond forming temperatures. Sample 750 was prepared from a mixture of 5 grams of 13-93 bioactive glass fiber with 2 grams of HPMC organic binder and 7 grams of 4015 graphite powder which has a particle size distribution of between approximately 150 to approximately 425 µm as a pore former 240, but with addition of various amounts of bioactive glass powder 13-93 as a bonding agent 220, which was cured at a bond-forming temperature of approximately 800°C. Again, comparative fiber-based samples 740 and 750 exhibit a strength/porosity ratio that exceeds the performance of samples 710 and 730. Pore former 240 and binder 230 cooperate to predetermine the resulting pore size, distribution of pore size, and sample pore interconnectivity, with greater strength for a given porosity over conventional methods and devices.

Com referência à FIGURA 3, a etapa de formação de ligação 330 converte os componentes não voláteis 275, que incluem o volume de fibras 210, na matriz tridimensional rígida 110 da estrutura de suporte de tecido bioativo 100 enquanto mantém o espaço de poro 120 criado pela remoção dos componentes voláteis 275. A etapa de formação de ligação 330 aquece os componentes não voláteis 275 a uma temperatura sobre a qual o volume de fibras 210 liga-se às fibras adjacentes e sobrepostas 210, e por uma duração suficiente para formar as ligações, sem derreter as fibras 210, e desse modo destruir o posicionamento relativo dos componentes não voláteis 275. A temperatura de formação de ligação e duração depende da composição química dos componentes não voláteis 275, que inclui o volume de fibras 210. A fibra de vidro bioativa ou pó de uma composição particular exibe amolecimento e uma capacidade de deformação plástica sem fratura em uma temperatura de transição do vidro. Os materiais de vidro tipicamente têm uma temperatura de desvitrificação sobre a qual a estrutura de vidro amorfo cristaliza. Em uma realização da invenção, a temperatura de formação de ligação na etapa de formação de ligação 330 está na faixa de funcionamento entre a temperatura de transição do vidro e a temperatura de desvitrificação. Por exemplo, a temperatura de formação de ligação para composição de vidro bioativo 13-93 pode estar acima da temperatura de transição do vidro de aproximadamente 606 °C e ser menor que a temperatura de desvitrificação de aproximadamente 851°C.Referring to FIGURE 3, bond-forming step 330 converts the non-volatile components 275, which include the fiber volume 210, into the rigid three-dimensional matrix 110 of the bioactive tissue support structure 100 while maintaining the pore space 120 created by the removing volatile components 275. Bond-forming step 330 heats non-volatile components 275 to a temperature at which volume of fibers 210 bonds to adjacent and overlapping fibers 210, and for a duration sufficient to form bonds, without melting the fibers 210, and thereby destroying the relative positioning of the non-volatile components 275. The bond-forming temperature and duration depends on the chemical composition of the non-volatile components 275, which includes the volume of fibers 210. Bioactive glass fiber or powder of a particular composition exhibits softening and a plastic deformability without fracture at a glass transition temperature. Glass materials typically have a devitrification temperature at which the amorphous glass structure crystallizes. In one embodiment of the invention, the bond forming temperature in bond forming step 330 is in the operating range between the glass transition temperature and the devitrification temperature. For example, the bond forming temperature for bioactive glass composition 13-93 can be above the glass transition temperature of approximately 606°C and be less than the devitrification temperature of approximately 851°C.

Na etapa de formação de ligação 330, o objeto formado é aquecido à temperatura de formação de ligação que resulta na formação de ligações de vidro em nós sobrepostos 610 e em nós adjacentes 620 da estrutura da fibra. As ligações são formadas em nós sobrepostos 610 e em nós adjacentes 620 da estrutura da fibra através de uma reação do agente de ligação 220 que flui em torno das fibras 210, reagindo com as fibras 210 para formar um revestimento de vidro e/ou ligações de vidro. Na etapa de formação de ligação 330, o material das fibras 210 pode participar na reação química com o agente de ligação 220, ou as fibras 210 podem permanecer inertes com relação a uma reação do agente de ligação 220. Adicionalmente ainda, o volume de fibras 210 pode ser uma mistura de composições de fibra, com uma parte, ou todas as fibras 210 participando em uma reação que forma ligações para criar a matriz tridimensional 110.In bond forming step 330, the formed object is heated to the bond forming temperature which results in the formation of glass bonds in overlapping nodes 610 and adjacent nodes 620 of the fiber structure. The bonds are formed in overlapping nodes 610 and adjacent nodes 620 of the fiber structure through a reaction of the binding agent 220 which flows around the fibers 210, reacting with the fibers 210 to form a coating of glass and/or bonds of glass. In the bond-forming step 330, the material of the fibers 210 can participate in the chemical reaction with the bonding agent 220, or the fibers 210 can remain inert with respect to a reaction of the bonding agent 220. Additionally, the volume of fibers 210 can be a mixture of fiber compositions, with a part or all of the fibers 210 participating in a reaction that forms bonds to create the three-dimensional matrix 110.

A duração da etapa de formação de ligação 330 depende do perfil de temperatura durante a etapa de formação I de ligação 330, em que o tempo em temperatura de formação de ligação das fibras 210 é limitado a uma duração relativamente i curta de modo que a posição relativa dos componentes não 5 voláteis 275, que inclui o volume de fibras 210, não muda significativamente. 0 tamanho do poro, a distribuição do tamanho do poro, e a interconectividade entre os poros no objeto formado são determinados pela posição relativa do volume de fibras 210 pelos componentes voláteis 285. Enquanto 10 os componentes voláteis 285 são provavelmente queimados do objeto formado pelo tempo em que a temperatura de formação de ligação é atingida, o posicionamento relativo das fibras 210 e componentes não voláteis 275 não são alterados significativamente. O objeto formado provavelmente irá sofrer 15 ligeira ou menor densificação durante a etapa de formação de ligação 330, mas o controle do tamanho de poro e da distribuição de tamanhos do poro pode ser mantido, e portanto predeterminado pela seleção de um tamanho da partícula para o formador de poros 240 que é ligeiramente superdimensionar ou 20 ajustar a quantidade relativa dos componentes voláteis 285 para dar conta da densificação esperada.The duration of bonding step 330 depends on the temperature profile during bonding step 330, wherein the time at temperature of bonding the fibers 210 is limited to a relatively short duration so that the position relative of non-volatile components 275, which includes fiber volume 210, does not change significantly. The pore size, the pore size distribution, and the interconnectivity between the pores in the formed object are determined by the relative position of the fiber volume 210 by the volatile components 285. While 10 the volatile components 285 are likely burned from the formed object by time where bond formation temperature is reached, the relative positioning of fibers 210 and non-volatile components 275 do not change significantly. The formed object will likely undergo slight or lesser densification during bonding step 330, but control of pore size and pore size distribution can be maintained, and therefore predetermined by selecting a particle size for the pore former 240 which is slightly oversize or 20 adjust the relative amount of volatile components 285 to account for the expected densification.

Em uma realização da invenção, o agente de ligação 220 é um material de vidro bioativo base em um pó fino ou tamanhos de nanopartículas (por exemplo, 1 a 100 nanômetros). 25 Nessa realização, os pequenos tamanhos de partículas reagem mais rapidamente na ou próximo à temperatura de transição do vidro da composição de material, e formam um vidro que cobre e liga os nós sobrepostos 610 e os nós adjacentes 620 da estrutura da fibra antes de o material de fibra ser afetado 30 sensivelmente pela exposição à temperatura na ou próximo à sua temperatura de transição do vidro. Nessa realização, para que o agente de ligação 220 seja mais reativo que o volume de fibras 210, o tamanho da partícula pode estar na faixa de 1 a 1.000 vezes menor que o diâmetro das fibras 210, por exemplo, na faixa de 10 microns a 10 nanômetros quando com o uso de 10 microns de diâmetro do volume de fibras 210. Pó com tamanho de nanopartícula pode ser produzido pela moagem de material 5 de vidro bioativo em um processo de moagem ou cominuição, como moagem por impacto ou moagem por atrito em um moinho de bolas ou moinho de mídia.In one embodiment of the invention, binding agent 220 is a bioactive glass material based on fine powder or nanoparticle sizes (eg, 1 to 100 nanometers). 25 In this embodiment, the small particle sizes react more quickly at or near the glass transition temperature of the material composition, and form a glass that covers and bonds the overlapping nodes 610 and adjacent nodes 620 of the fiber structure before the Fiber material will be noticeably affected by exposure to temperature at or near its glass transition temperature. In this embodiment, for the binding agent 220 to be more reactive than the volume of fibers 210, the particle size can be in the range of 1 to 1,000 times smaller than the diameter of the fibers 210, for example, in the range of 10 microns to 10 nanometers when using 10 microns diameter fiber volume 210. Nanoparticle size powder can be produced by grinding bioactive glass material in a grinding or comminution process such as impact grinding or friction grinding into a ball mill or media mill.

O perfil de temperatura da etapa de formação de ligação 330 pode ser controlado para controlar a quantidade 10 de cristalização e/ou minimizara desvitrificação da matriz tridimensional resultante 110. Como descrito acima, vidro bioativo e compostos de vidro bio-reabsorvíveis exibir taxas de dissolução mais controladas e previsíveis em tecido vivo quando a quantidade de limites de grãos acessíveis dos 15 materiais é minimizada. Esses materiais bioativos e bio- reabsorvíveis exibem desempenho superior quando um dispositivo bioativo devido à estrutura amorfa do material quando fabricado em fibras 210, e o grau controlado de cristalinidade que ocorre durante o processamento do 20 tratamento de calor durante a etapa de formação de ligação 330. Portanto, em uma realização do método da presente invenção, o perfil de temperatura da etapa de formação de ligação 330 é adaptado para ligar a estrutura da fibra sem aumentar os limites de grãos nos materiais não voláteis 275.The temperature profile of bond-forming step 330 can be controlled to control the amount of crystallization and/or minimize devitrification of the resulting three-dimensional matrix 110. As described above, bioactive glass and bioresorbable glass compounds exhibit more dissolution rates controlled and predictable in living tissue when the amount of accessible grain boundaries of the 15 materials is minimized. These bioactive and bioresorbable materials exhibit superior performance as a bioactive device due to the amorphous structure of the material when fabricated from fibers 210, and the controlled degree of crystallinity that occurs during heat treatment processing during the bond forming step 330 Therefore, in one embodiment of the method of the present invention, the temperature profile of the bond forming step 330 is adapted to bond the fiber structure without increasing the grain boundaries in the non-volatile materials 275.

Em uma realização do método da presente invenção, a temperatura de formação de ligação excede a temperatura de desvitrificação do volume de fibras 210 durante a etapa de formação de ligação 330. Composições de vidro bioativo podem exibir uma faixa de funcionamento estreita entre sua 30 temperatura de transição do vidro e a temperatura de cristalização. Nessa realização, a cristalização das fibras 210 pode não ser evitada a fim de promover a formação das ligações entre nós sobrepostos e adjacentes das fibras 210 na estrutura. Por exemplo, vidro bioativo na composição 45S5 tem uma temperatura de transição do vidro inicial de aproximadamente 550°C e uma temperatura de desvitrificação de aproximadamente 580°C com temperaturas de cristalização de várias fases em temperaturas de aproximadamente 610, aproximadamente 8 00, e aproximadamente 850°C. Com essa faixa tão estreita de funcionamento, a formação de uma ligação de vidro com o uso da mesma composição como um agente de ligação 220 é difícil de realizar, e como tal, a temperatura de formação de ligação pode requerer temperaturas de formação de ligação em excesso de aproximadamente 900°C para formar as ligações de vidro. Em uma realização alternativa, a temperatura de formação de ligação pode exceder a temperatura de cristalização das fibras 210, ainda desse modo, cair dentro da faixa de funcionamento da composição de um vidro bioativo em uma forma de pó como um agente de ligação 220. Nessa realização, as fibras de vidro 210 de uma primeira composição podem cristalizar, com ligações de vidro de uma segunda composição que forma nos nós sobrepostos e adjacentes da estrutura da fibra. Por exemplo, uma composição de 13-93 na forma de um pó como um agente de ligação 22 0 pode ser utilizado com fibras de vidro bioativas em uma composição 45S5, para formar uma ligação de vidro acima da temperatura de transição do vidro da composição de 13-93, mas menos que a temperatura de desvitrificação da composição de 13-93, mas excede a temperatura de desvitrificação da composição de fibra de vidro 45S5 para formar um objeto composto formado.In one embodiment of the method of the present invention, the bond-forming temperature exceeds the fiber volume devitrification temperature 210 during bond-forming step 330. Bioactive glass compositions may exhibit a narrow operating range between their temperature of glass transition and crystallization temperature. In this embodiment, crystallization of fibers 210 may not be avoided in order to promote the formation of bonds between overlapping and adjacent nodes of fibers 210 in the structure. For example, bioactive glass in composition 45S5 has an initial glass transition temperature of approximately 550°C and a devitrification temperature of approximately 580°C with multi-phase crystallization temperatures at temperatures of approximately 610, approximately 800, and approximately 850°C. With such a narrow operating range, forming a glass bond using the same composition as a bonding agent 220 is difficult to accomplish, and as such, the bond forming temperature may require bond forming temperatures at excess of approximately 900°C to form the glass bonds. In an alternative embodiment, the bond-forming temperature may exceed the crystallization temperature of the fibers 210, yet still fall within the working range of the composition of a bioactive glass in a powder form as a bonding agent 220. In this embodiment, the glass fibers 210 of a first composition may crystallize, with glass bonds of a second composition forming at the overlapping and adjacent nodes of the fiber structure. For example, a composition of 13-93 in the form of a powder as a bonding agent 220 can be used with bioactive glass fibers in a 45S5 composition, to form a glass bond above the glass transition temperature of the composition. 13-93, but less than the composition devitrification temperature of 13-93, but exceeds the glass fiber composition devitrification temperature 45S5 to form a formed composite object.

Em uma realização da invenção, o perfil de temperatura da etapa de formação de ligação 330 é configurado para alcançar uma temperatura de formação de ligação rapidamente e brevemente, com esfriamento rápido para evitar desvitrificação do material bioativo resultante. Vários métodos de aquecimento podem ser utilizados para prover esse perfil de aquecimento, como convecção forçada como uma estufa, que aquece o objeto diretamente em uma chama, laser, ou outros métodos de aquecimento focados. Nessa realização, o método de aquecimento focado é um método de aquecimento secundário que completa um método de aquecimento primário, como um aparelho de aquecimento de estufa ou forno. O método de aquecimento secundário propicia o breve desvio térmico para a temperatura de formação de ligação, com uma recuperação rápida para uma temperatura menor que a temperatura de transição do vidro a fim de evitar desvitrificação da matriz tridimensional resultante 110.In one embodiment of the invention, the temperature profile of bond-forming step 330 is configured to reach a bond-forming temperature quickly and briefly, with rapid cooling to prevent devitrification of the resulting bioactive material. Various heating methods can be used to provide this heating profile, such as forced convection like a greenhouse, which heats the object directly in a flame, laser, or other focused heating methods. In this embodiment, the focused heating method is a secondary heating method that complements a primary heating method, such as a stove or oven heating apparatus. The secondary heating method provides brief thermal shift to the bond forming temperature, with rapid recovery to a temperature lower than the glass transition temperature to avoid devitrification of the resulting three-dimensional matrix 110.

Em uma realização da invenção, a combustão do formador de poros 240 pode ser utilizada para prover aquecimento rápido e uniforme por todo o objeto como um método de aquecimento secundário durante a etapa de formação de ligação 330. Nessa realização, o formador de poros 240 é um material combustível, tal como carbono ou grafite, ou polímeros, tais como metacrilato de polimetila, que oxidam exotermicamente a elevadas temperaturas. A etapa de cura 280 deve inicialmente aquecer em uma estufa de ar inerte ou estagnado ou em ambiente para queimar quaisquer materiais aglutinantes 230. A etapa de remoção de formador de poros 340 é controlada pelo ambiente por purga com um gás inerte, como nitrogênio, até que temperatura seja maior que a temperatura de combustão do formador de poros, e quase a da temperatura de formação de ligação desejada. Oxigênio é introduzido na alta temperatura, de modo que quando o formador de poros oxida, a temperatura dos materiais não voláteis pode ser localmente aumentada em ou acima da temperatura de transição do vidro, ou a temperatura de formação de ligação, até que o formador de poros esteja completamente queimado. Nesse ponto, a temperatura pode ser reduzida para evitar desvitrificação e/ou o crescimento de limites de grãos da e na estrutura resultante.In one embodiment of the invention, combustion of pore former 240 can be used to provide rapid and uniform heating throughout the object as a secondary heating method during bond forming step 330. In that embodiment, pore former 240 is a combustible material, such as carbon or graphite, or polymers, such as polymethyl methacrylate, which exothermically oxidize at elevated temperatures. Curing step 280 must initially heat in an inert or stagnant air oven or in an environment to burn any binder materials 230. The pore former 340 removal step is controlled by the environment by purging with an inert gas such as nitrogen, until which temperature is greater than the combustion temperature of the pore former, and nearly that of the desired bond forming temperature. Oxygen is introduced at high temperature, so that when the pore-former oxidizes, the temperature of the non-volatile materials can be locally raised at or above the glass transition temperature, or the bond-forming temperature, until the former. pores is completely burned. At that point, the temperature can be reduced to avoid devitrification and/or the growth of grain boundaries in and into the resulting structure.

Ainda em outra realização da invenção, a etapa de cura 280 pode ser executada com o uso de uma fonte de calor primária, como uma estufa ou forno, com uma fonte de calor secundária que completa a estufa ou forno para aquecer de maneira rápida e uniformemente o objeto na temperatura desejada para a etapa de formação de ligação para controlar o grau de cristalinidade que deve ocorrer como uma função de tempo e temperatura. Nessa realização, uma fonte de calor de chama pode ser aplicada diretamente ao objeto enquanto ele está na estufa ou forno.In yet another embodiment of the invention, the curing step 280 can be performed using a primary heat source, such as an oven or oven, with a secondary heat source that completes the oven or oven to heat quickly and evenly the object at the desired temperature for the bond-forming step to control the degree of crystallinity that should occur as a function of time and temperature. In this embodiment, a flame heat source can be applied directly to the object while it is in the stove or oven.

As ligações formadas entre nós sobrepostos e adjacentes das fibras entrelaçadas que formam a matriz tridimensional 110 podem ser ligações de vidro que têm uma composição substancialmente a mesma que a composição do volume fibras 210. As ligações também podem ser o resultado de uma reação entre o volume de fibras 210 e o agente de ligação 22 0 para formar uma ligação de vidro que tem uma composição que é substancialmente diferente da composição do volume de fibras 210. Devido às necessidades regulatórias referentes à aprovação de materiais para uso como um dispositivo ou implante médico, pode ser desejável usar composições de materiais aprovados como matérias-primas que não são significativamente alterados pelos métodos e processos de fabricação do dispositivo. Alternativamente, pode ser desejável usar matérias-primas que são precursoras a uma composição de material aprovada, que forma a composição desejada durante os métodos e processos de fabricação do dispositivo. A presente invenção provê um dispositivo de estrutura de suporte de tecido bioativo e reabsorvível que pode ser fabricado com o uso de uma variedade de materiais clinicamente aprovados, ou fabricado em uma composição de materiais aprovada clinicamente.The bonds formed between overlapping and adjacent knots of the intertwined fibers that form the three-dimensional matrix 110 can be glass bonds that have a composition substantially the same as the composition of the bulk fibers 210. The bonds can also be the result of a reaction between the bulk of fibers 210 and bonding agent 220 to form a glass bond that has a composition that is substantially different from the composition of fiber volume 210. Due to regulatory needs regarding approval of materials for use as a medical device or implant, it may be desirable to use compositions of materials approved as raw materials that are not significantly altered by the device manufacturing methods and processes. Alternatively, it may be desirable to use raw materials that are precursors to an approved material composition that forms the desired composition during device fabrication methods and processes. The present invention provides a bioactive, resorbable tissue support structure device that can be fabricated using a variety of clinically approved materials, or fabricated from a clinically approved composition of materials.

As estruturas de suporte de tecido reabsorvível da presente invenção podem ser utilizados em procedimentos como uma osteotomia (por exemplo, no quadril, joelho, mão e mandíbula), um reparo de uma falha estrutural de uma coluna 5 vertebral (por exemplo, uma prótese intervertebral, prótese laminar, prótese de osso sacro, prótese do corpo vertebral e prótese de faceta), um preenchimento de defeito ósseo, cirurgia de revisão de fratura, cirurgia de ressecção tumoral, próteses de quadril e joelho, aumento ósseo, 10 extrações dentárias, artrodese dos ossos longos, artrodese do tornozelo e pé, que inclui implantes subtalares, e pinos de fixação de parafusos. As estruturas de suporte de tecido reabsorvível da presente invenção podem ser utilizadas nos ossos longos, que incluem, mas não estão limitadas a, 15 costelas, clavícula, fêmur, tíbia, e fibula da perna, úmero, rádio, e ulna do braço, metacarpos e metatarsos das mãos e pés, e falanges dos dedos das mãos e dos pés. As estruturas de suporte de tecido reabsorvível da presente invenção podem ser utilizados nos ossos curtos, que incluem, mas não estão 20 limitados aos carpos e tarsos, patela, juntamente com outros ossos sesamoides. As estruturas de suporte de tecido reabsorvível da presente invenção podem ser utilizados nos outros ossos, que incluem, mas não estão limitados ao crânio, mandíbula, esterno, vértebras e sacro. Em uma realização, a 25 estrutura de suporte de tecidos da presente invenção tem altas capacidades de suporte de carga em comparação com os dispositivos convencionais. Em uma realização, a estrutura de suporte de tecidos da presente invenção requer menos material implantado em comparação com os dispositivos convencionais.The resorbable tissue support structures of the present invention can be used in procedures such as an osteotomy (e.g., in the hip, knee, hand, and jaw), a repair of a structural flaw in a spinal column (e.g., an intervertebral prosthesis , laminar prosthesis, sacral bone prosthesis, vertebral body prosthesis and facet prosthesis), a bone defect filling, fracture revision surgery, tumor resection surgery, hip and knee prostheses, bone augmentation, 10 tooth extractions, arthrodesis long bones, ankle and foot arthrodesis, which includes subtalar implants, and screw fixation pins. The resorbable tissue support structures of the present invention can be used in long bones, which include, but are not limited to, ribs, clavicle, femur, tibia, and fibula of the leg, humerus, radius, and ulna of the arm, metacarpals. and metatarsals of the hands and feet, and phalanges of the fingers and toes. The resorbable tissue support structures of the present invention can be used in short bones, which include, but are not limited to, the carpus and tarsi, the patella, along with other sesamoid bones. The resorbable tissue support structures of the present invention can be used in other bones, including, but not limited to, the skull, jaw, sternum, vertebrae, and sacrum. In one embodiment, the tissue support structure of the present invention has high load-bearing capabilities compared to conventional devices. In one embodiment, the tissue support structure of the present invention requires less material to be implanted compared to conventional devices.

O Além disso, o uso da estrutura de suporte de tecido da presente invenção requer menos fixação auxiliar devido à resistência do material. Dessa maneira, os procedimentos cirúrgicos para implante do dispositivo são menos invasivas, mais facilmente executadas, e não requerem procedimentos cirúrgicos subsequentes para remover instrumentos e fixações auxiliares.In addition, the use of the fabric support structure of the present invention requires less auxiliary fixation due to the strength of the material. In this way, surgical procedures for device implantation are less invasive, more easily performed, and do not require subsequent surgical procedures to remove instruments and auxiliary fixtures.

Em uma aplicação específica, uma estrutura de suporte de tecido da presente invenção, fabricado como descrito acima, podem ser utilizados como um implante espinal 8 00 tal como retratado na FIGURA 8 e na FIGURA 9. Com referência à FIGURA 8 e à FIGURA 9, o implante espinal 800 inclui um corpo 810 que tem uma parede 820 dimensionada para encaixe em um espaço S entre a vértebra adjacente V para manter o espaço S. 0 dispositivo 800 é formado a partir de fibras de vidro bioativas que podem ser formadas na forma desejada com o uso de métodos de extrusão para formar um formato cilíndrico que pode ser cortado ou usinado em um tamanho desejado. A parede 820 tem uma altura h que corresponde à altura H do espaço S. Em uma realização, a altura h da parede 820 é ligeiramente maior que a altura H do espaço intervertebral S. A parede 820 é adjacente a e entre uma superfície de encaixe superior 840 e uma superfície de encaixe inferior 850 que são configuradas para encaixar a vértebra adjacente V tal como mostrado na FIGURA 9.In a specific application, a tissue support structure of the present invention, fabricated as described above, may be used as a spinal implant 800 as depicted in FIGURE 8 and FIGURE 9. Referring to FIGURE 8 and FIGURE 9, spinal implant 800 includes a body 810 having a wall 820 sized to fit into a space S between the adjacent vertebra V to maintain the space S. Device 800 is formed from bioactive glass fibers that can be formed into the desired shape. with the use of extrusion methods to form a cylindrical shape that can be cut or machined to a desired size. Wall 820 has a height h that corresponds to height H of space S. In one embodiment, height h of wall 820 is slightly greater than height H of intervertebral space S. Wall 820 is adjacent to and between an upper engaging surface 840 and a lower engagement surface 850 that are configured to engage the adjacent vertebra V as shown in FIGURE 9.

Em outra aplicação específica, uma estrutura de suporte de tecido da presente invenção, fabricado tal como descrito acima, podem ser utilizados como um implante de osteotomia em cunha 1000 tal como retratado nas FIGURAS 10 e 11. Com referência à FIGURA 10 e à FIGURA 11, o implante de osteotomia 10 00 pode ser em geral descrito como uma cunha desenhada para se conformar a uma seção transversal anatômica de, por exemplo, uma tíbia, desse modo propiciando suporte mecânico para uma parte substancial de uma superfície da tíbia. 0 implante de osteotomia é formado a partir das fibras de vidro bioativas ligadas e fundidas em um material poroso que pode ser formado a partir de um bloco retangular extrudado, e cortado ou feitos a máquina contornada em forma de cunha no tamanho desejado. O aspecto proximal 1010 do implante 1000 é caracterizado por um contorno curvilíneo. 0 aspecto distai 1020 conforma-se à forma de um osso tibial em sua localização implantada. A espessura do implante 1000 pode variar de aproximadamente cinco milímetros a aproximadamente vinte milímetros dependendo do tamanho do paciente e grau de deformidade. O grau de angulação entre as superfícies superior e inferior da cunha também podem ser variadas.In another specific application, a tissue support structure of the present invention, fabricated as described above, may be used as a 1000 wedge osteotomy implant as depicted in FIGURES 10 and 11. Referring to FIGURE 10 and FIGURE 11 , the osteotomy implant 1000 can generally be described as a wedge designed to conform to an anatomical cross section of, for example, a tibia, thereby providing mechanical support for a substantial portion of a surface of the tibia. The osteotomy implant is formed from the bonded bioactive glass fibers and fused into a porous material that can be formed from an extruded rectangular block, and cut or machined contoured into a wedge shape to the desired size. The proximal 1010 aspect of the 1000 implant is characterized by a curvilinear contour. The distal aspect 1020 conforms to the shape of a tibial bone in its implanted location. The thickness of the 1000 implant can range from approximately five millimeters to approximately twenty millimeters depending on the patient's size and degree of deformity. The degree of angulation between the upper and lower surfaces of the wedge can also be varied.

A FIGURA 11 ilustra um método para o uso do implante de osteotomia em cunha 1000 para realinhamento de um joelho anormalmente angulado. Uma incisão transversal é feita em um aspecto mediano da tíbia enquanto deixa uma parte lateral da tíbia intacta e alinhando a parte superior 1050 e a parte inferior 1040 da tíbia em um ângulo predeterminado para criar um espaço 1030. O implante substancialmente em forma de cunha 1000 é inserido no espaço 103 0 para estabilizar as partes da tíbia conforme ela cicatriza na posição desejada com o implante 1000 dissolvendo no corpo como descrito aqui. Os pinos de fixação podem ser aplicados quando necessário para estabilizar a tíbia conforme o osso regenera e cicatriza o local do implante.FIGURE 11 illustrates a method for using the 1000 wedge osteotomy implant to realign an abnormally angled knee. A transverse incision is made in a midline aspect of the tibia while leaving a lateral portion of the tibia intact and aligning the upper 1050 and lower 1040 tibia at a predetermined angle to create a gap 1030. The implant is substantially wedge-shaped 1000 is inserted into space 1030 to stabilize the tibia parts as it heals into the desired position with implant 1000 dissolving into the body as described here. Fixation pins can be applied as needed to stabilize the tibia as the bone regenerates and heals the implant site.

Em geral, o uso de uma estrutura de suporte de tecido ósseo reabsorvível da presente invenção como um enxerto ósseo envolve procedimentos cirúrgicos que são semelhantes ao uso de enxertos ósseos autólogos ou aloenxertos. O enxerto ósseo pode frequentemente ser executado como um procedimento único se material suficiente for utilizado para preencher e estabilizar o local de implante. Em uma realização, pinos de fixação podem ser inseridos no osso natural circundante, e/ou em e através da estrutura de suporte de tecido ósseo reabsorvível. A estrutura de suporte de tecido ósseo reabsorvível é inserida em um local e fixado em posição. A área é então fechada e depois de certo período de cicatrização e de maturação, o osso irá regenerar e se tornar solidamente fundido.In general, the use of a resorbable bone tissue support structure of the present invention as a bone graft involves surgical procedures that are similar to the use of autologous bone grafts or allografts. Bone grafting can often be performed as a single procedure if enough material is used to fill and stabilize the implant site. In one embodiment, fixation pins can be inserted into the surrounding natural bone, and/or into and through the resorbable bone tissue support structure. The resorbable bone tissue support structure is inserted into one location and secured in position. The area is then closed and after a certain period of healing and maturation, the bone will regenerate and become solidly fused.

O uso de uma estrutura de suporte de tecido ósseo 5 reabsorvível da presente invenção quando um preenchimento de defeito ósseo envolve procedimentos cirúrgicos que podem ser executados como um procedimento simples, ou procedimentos múltiplos em estágios ou fases de reparo. Em uma realização, uma estrutura de suporte de tecido reabsorvível da presente 10 invenção é colocado em um local de defeito ósseo, e fixado ao osso com o uso de pinos de fixação ou parafusos. Alternativamente, a estrutura de suporte de tecido reabsorvível pode ser externamente seguro no lugar com o uso de suportes. A área é então fechada e depois de certo período 15 de cicatrização e maturação, o osso irá regenerar para o reparo do defeito.The use of a resorbable bone tissue support structure of the present invention when a bone defect filling involves surgical procedures that can be performed as a single procedure, or multiple procedures in stages or stages of repair. In one embodiment, a resorbable tissue support structure of the present invention is placed in a bone defect site, and secured to the bone using fixation pins or screws. Alternatively, the resorbable tissue support structure can be externally secured in place with the use of supports. The area is then closed and after a certain period of healing and maturation, the bone will regenerate to repair the defect.

EXEMPLOSEXAMPLES

Os exemplos a seguir são providos para ilustrar adicionalmente e para facilitar a compreensão da descrição. 20 Esses exemplos específicos são destinados a ser ilustrativos da descrição e não são destinados a ser limitantes de maneira alguma.The following examples are provided to further illustrate and to facilitate understanding of the description. 20 These specific examples are intended to be illustrative of the description and are not intended to be limiting in any way.

Em uma primeira realização exemplifiçadora uma estrutura de suporte reabsorvível é formada a partir da fibra 25 13-93 ao misturar 75 gramas de -93 fibra 13-93 que tem um diâmetro médio de aproximadamente 34 μm obtido de uma Mo-Sci Corporation, Ro 11a, MO 65401, a granel, como componentes não voláteis com 16 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 20 gramas de PMMA com um tamanho da partícula de 2 5 a 30 μm 30 como um formador de poros e aproximadamente 40 gramas de água deionizada, ajustada como necessário para prover uma mistura formável plasticamente. A mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro e secada em um secador de microondas. Os componentes voláteis foram queimados em um forno purgado com ar e então tratados termicamente a 720°C por uma hora para ligar e fundir a fibra 13-93 na estrutura de suporte de tecido bio-reabsorvível. A porosidade para esse exemplo foi medida como sendo igual a 69,4%.In a first exemplary embodiment a resorbable support structure is formed from fiber 13-93 by blending 75 grams of fiber 13-93 having an average diameter of approximately 34 µm obtained from a Mo-Sci Corporation, Ro 11a , MO 65401, in bulk, as non-volatile components with 16 grams of HPMC as an organic binder and 20 grams of PMMA with a particle size of 25 to 30 µm 30 as a pore former and approximately 40 grams of deionized water, adjusted as needed to provide a plastically formable mixture. The mixture was extruded into a 14 mm diameter stick and dried in a microwave dryer. The volatile components were burnt in an air purged oven and then heat treated at 720°C for one hour to bond and fuse the 13-93 fiber into the bioresorbable tissue support structure. The porosity for this example was measured to be 69.4%.

Em uma segunda realização exemplificadora uma estrutura de suporte reabsorvível é formada a partir da fibra de 13-93 ao misturar 5 gramas de fibra 13-93 que tem um diâmetro médio de aproximadamente 34 μm obtidos da Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 654 01, a granel, e 1 grama de vidro bioativo 13-93 em uma forma de pó (também da Mo-Sci Corporation) como componentes não voláteis com 2 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 5 gramas de PMMA com um tamanho de partícula de 25-30 μm como um formador de poros e aproximadamente 8 gramas de água deionizada, ajustada como necessário para prover uma mistura formável plasticamente. A mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro, e secada em um secador de microondas. Os componentes voláteis foram queimados em um forno purgado com ar e tratados termicamente a 690°C por 4 5 minutos para ligar e fundir a fibra 13-93 na estrutura de suporte de tecido bio- reabsorvível com o uso do material de vidro bioativo para revestir a fibra adjacente e sobreposta com vidro. A porosidade para esse exemplo foi medida como sendo igual a 76%.In a second exemplary embodiment a resorbable support structure is formed from the 13-93 fiber by blending 5 grams of 13-93 fiber having an average diameter of approximately 34 µm obtained from Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 654 01 , in bulk, and 1 gram of 13-93 bioactive glass in a powder form (also from Mo-Sci Corporation) as non-volatile components with 2 grams of HPMC as an organic binder and 5 grams of PMMA with a particle size of 25-30 µm as a pore former and approximately 8 grams of deionized water, adjusted as needed to provide a plastically formable mixture. The mixture was extruded as a 14 mm diameter stick, and dried in a microwave dryer. The volatile components were burnt in an air purged oven and heat treated at 690°C for 45 minutes to bond and fuse the 13-93 fiber into the bioresorbable tissue support structure using the bioactive glass material to coat the adjacent fiber is overlaid with glass. The porosity for this example was measured to be 76%.

Em uma terceira realização exemplificadora uma estrutura de suporte reabsorvível é formada a partir da fibra 13-93 ao misturar 5 gramas de fibra 13-93 que tem um diâmetro médio de aproximadamente 34 μm obtido do Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, a granel, e 2 gramas de vidro bioativo 13-93 em uma forma de pó (também da Mo-Sci Corporation) como os componentes não voláteis com 2 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 5 gramas de pó de grafite 4 015 daIn a third exemplary embodiment a resorbable support structure is formed from fiber 13-93 by blending 5 grams of fiber 13-93 having an average diameter of approximately 34 µm obtained from Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, a bulk, and 2 grams of 13-93 bioactive glass in a powder form (also from Mo-Sci Corporation) as the non-volatile components with 2 grams of HPMC as an organic binder and 5 grams of graphite powder 4015 from

Asbury Carbons, Asbury, NJ com uma distribuição de tamanhos de partículas de entre 150 e 425 μm como um formador de poros e aproximadamente 10 gramas de água deionizada, ajustada como necessário para prover uma mistura formável plasticamente. A 5 mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro e secada por 3 0 minutos a 125°C. Os componentes voláteis foram queimados em um forno purgado com ar e tratados termicamente a 800°C por 45 minutos para ligar e fundir a fibra 13-93 na estrutura de suporte de tecido bio-reabsorvível com o uso do 10 material de vidro bioativo para revestir a fibra adjacente e sobreposta com vidro. A porosidade para esse exemplo foi medida para ser 66,5% com uma resistência à compressão de 7,0 MPa.Asbury Carbons, Asbury, NJ with a particle size distribution of between 150 and 425 µm as a pore former and approximately 10 grams of deionized water, adjusted as needed to provide a plastically formable mixture. The mixture was extruded as a 14 mm diameter stick and dried for 30 minutes at 125Â°C. The volatile components were burnt in an air purged oven and heat treated at 800°C for 45 minutes to bond and fuse the 13-93 fiber into the bioresorbable tissue support structure using the bioactive glass material to coat the adjacent fiber is overlaid with glass. The porosity for this example was measured to be 66.5% with a compressive strength of 7.0 MPa.

Em uma quarta realização exemplificadora uma 15 estrutura de suporte reabsorvível é formada a partir da fibra 45S5 e da fibra 13-93 ao misturar 45 gramas de fibra 13-93 que tem um diâmetro médio de aproximadamente 34 μm obtido junto à Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, a granel com 30 gramas de fibra 4 5S5 que tem um diâmetro médio de 14 μm, 20 (também da Mo-Sci Corporation) como componentes não voláteis com 16 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 2 0 gramas de amido que tem um tamanho médio de partícula de 50 μm como um formador de poros e aproximadamente 4 0 gramas de água deionizada, ajustada conforme necessário para prover uma 25 mistura formável plasticamente. A mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro e secada em um secador de microondas. Os componentes voláteis foram queimados em um forno purgado com ar e tratados termicamente a 715°C por uma hora para ligar e fundir a fibra 13-93 e 45S5 na estrutura de 30 suporte de tecido bio-reabsorvível com material de vidro das fibras que revestem a fibra adjacente e sobreposta. A porosidade para esse exemplo foi determinada como sendo igual a 40,4%.In a fourth exemplary embodiment a resorbable support structure is formed from fiber 45S5 and fiber 13-93 by blending 45 grams of fiber 13-93 having an average diameter of approximately 34 µm obtained from Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, in bulk with 30 grams of 4 5S5 fiber which has an average diameter of 14 µm, 20 (also from Mo-Sci Corporation) as non-volatile components with 16 grams of HPMC as an organic binder and 20 grams of starch which has an average particle size of 50 µm as a pore former and approximately 40 grams of deionized water, adjusted as needed to provide a plastically formable mixture. The mixture was extruded into a 14 mm diameter stick and dried in a microwave dryer. The volatile components were burnt in an air-purged furnace and heat-treated at 715°C for one hour to bond and fuse the 13-93 and 45S5 fiber into the bioresorbable fabric backing structure with fiber-covering glass material. the adjacent and overlapping fiber. The porosity for this example was determined to be 40.4%.

Em uma quinta realização exemplificadora uma estrutura de suporte reabsorvível é formada a partir da fibra 13-93 ao misturar 5 gramas de fibra 13-93 que tem um diâmetro médio de aproximadamente 34 μm obtido junto à Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, a granel, e 2 gramas de vidro bioativo 13-93 em uma forma de pó (também da Mo-Sci Corporation) como componentes não voláteis com 2 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 1,5 gramas de PMMA com um tamanho da partícula de 100 μm como um formador de poros e aproximadamente 7 gramas de água deionizada, ajustada tal como necessário para prover uma mistura formável plasticamente. A mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro e secada em um secador de microondas. Os componentes voláteis foram queimados em um forno purgado com ar e aquecidos tratados a 680°C por 45 minutos para ligar e fundir a fibra 13-93 na estrutura de suporte de tecido bio- reabsorvível com o uso do material de vidro bioativo para revestir a fibra adjacente e sobreposta com vidro. A porosidade para esse exemplo foi medida como sendo 58,5% com uma resistência à compressão de 4,7 MPa.In a fifth exemplary embodiment a resorbable support structure is formed from fiber 13-93 by blending 5 grams of fiber 13-93 having an average diameter of approximately 34 µm obtained from Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, in bulk, and 2 grams of 13-93 bioactive glass in a powder form (also from Mo-Sci Corporation) as non-volatile components with 2 grams of HPMC as an organic binder and 1.5 grams of PMMA as a particle size 100 µm as a pore former and approximately 7 grams of deionized water, adjusted as needed to provide a plastically formable mixture. The mixture was extruded into a 14 mm diameter stick and dried in a microwave dryer. The volatile components were fired in an air purged oven and heated and treated at 680°C for 45 minutes to bond and fuse the 13-93 fiber into the bioresorbable tissue support structure using the bioactive glass material to coat the adjacent fiber and overlaid with glass. The porosity for this example was measured to be 58.5% with a compressive strength of 4.7 MPa.

Em uma sexta realização exemplificadora uma estrutura de suporte reabsorvível é formada a partir da fibra 13-93 ao misturar 5 gramas de fibra 13-93 que tem um diâmetro médio de aproximadamente 34 μm obtido junto à Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, a granel como os componentes não voláteis com 2 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 1,5 gramas de PMMA com um tamanho da partícula de 100 μm como um formador de poros e aproximadamente 8 gramas de água deionizada, ajustada como necessário para prover uma mistura formável plasticamente. A mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro e secada em um secador de microondas. Os componentes voláteis foram queimados em um forno purgado com ar e tratados termicamente a 700°C por 90 minutos para ligar e fundir a fibra 13-93 na estrutura de suporte de tecido bio-reabsorvível com o uso de material de vidro bioativo da fibra para revestir a fibra adjacente e sobreposta com vidro. A porosidade por esse exemplo foi 5 medida como sendo 47,0% com uma resistência à compressão de 22,5 MPa.In a sixth exemplary embodiment a resorbable support structure is formed from fiber 13-93 by blending 5 grams of fiber 13-93 having an average diameter of approximately 34 µm obtained from Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, in bulk as non-volatile components with 2 grams of HPMC as an organic binder and 1.5 grams of PMMA with a particle size of 100 µm as a pore former and approximately 8 grams of deionized water, adjusted as needed to provide a plastically formable mixture. The mixture was extruded into a 14 mm diameter stick and dried in a microwave dryer. The volatile components were burnt in an air purged oven and heat treated at 700°C for 90 minutes to bond and fuse the 13-93 fiber into the bioresorbable tissue support structure using the fiber's bioactive glass material to coat adjacent and overlaid fiber with glass. Porosity by this example was measured to be 47.0% with a compressive strength of 22.5 MPa.

Em uma sétima realização exemplificadora uma estrutura de suporte reabsorvível é formada a partir da fibra 13-93 ao misturar 5 gramas de fibra 13-93 que tem um diâmetro 10 médio de aproximadamente 34 μm obtidos da Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, a granel, e 3 gramas de vidro bioativo 13-93 em uma forma de pó (também da Mo-Sci Corporation) como os componentes não voláteis com 2 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 5 gramas de PMMA com um tamanho da 15 partícula de 25 a 30 μm como um formador de poros e aproximadamente 8 gramas de água deionizada, ajustada como necessário para prover uma mistura formável plasticamente. A mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro e secada em um secador de microondas. Os componentes voláteis 20 foram queimados em um forno purgado com ar e aquecidos tratados a 710°C por 45 minutos para ligar e fundir a fibra 13-93 na estrutura de suporte de tecido bio-reabsorvível com o uso do material de vidro bioativo para revestir a fibra adjacente e sobreposta com vidro. A porosidade por esse 25 exemplo foi medida como sendo 50,2% com uma resistência à compressão de 20,1 MPa.In a seventh exemplary embodiment a resorbable support structure is formed from fiber 13-93 by blending 5 grams of fiber 13-93 having an average diameter of approximately 34 µm obtained from Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, in bulk, and 3 grams of 13-93 bioactive glass in a powder form (also from Mo-Sci Corporation) as the non-volatile components with 2 grams of HPMC as an organic binder and 5 grams of PMMA with a particle size of 15 25 to 30 µm as a pore former and approximately 8 grams of deionized water, adjusted as needed to provide a plastically formable mixture. The mixture was extruded into a 14 mm diameter stick and dried in a microwave dryer. Volatile components 20 were fired in an air purged furnace and heated and treated at 710°C for 45 minutes to bond and fuse fiber 13-93 into the bioresorbable tissue support structure using bioactive glass material to coat the adjacent fiber is overlaid with glass. Porosity by this example was measured to be 50.2% with a compressive strength of 20.1 MPa.

Um método de preenchimento de um defeito em um osso inclui o preenchimento de um espaço no osso com uma estrutura de suporte de tecido reabsorvível que compreende fibras 30 bioativas ligada em uma matriz porosa, em que a matriz porosa tem uma distribuição de tamanho de poro para facilitar o crescimento de tecido ósseo; e a fixação da estrutura de suporte de tecido reabsorvível ao osso.A method of filling a defect in a bone includes filling a space in the bone with a resorbable tissue support structure comprising bioactive fibers connected in a porous matrix, wherein the porous matrix has a pore size distribution for facilitate bone tissue growth; and the attachment of the resorbable tissue support structure to the bone.

Um método de tratar uma osteotomia inclui o preenchimento de um espaço no osso com uma estrutura de suporte de tecido reabsorvível que compreende fibras bioativas ligadas em uma matriz porosa, em que a matriz 5 porosa tem uma distribuição de tamanho de poro para facilitar o crescimento de tecido ósseo; e a fixação da estrutura de suporte de tecido reabsorvível ao osso.One method of treating an osteotomy includes filling a space in the bone with a resorbable tissue support structure comprising bioactive fibers bonded in a porous matrix, wherein the porous matrix has a pore size distribution to facilitate the growth of bone tissue; and the attachment of the resorbable tissue support structure to the bone.

Um método de tratamento de uma falha estrutural de uma vértebra inclui o preenchimento de um espaço no osso com 10 uma estrutura de suporte de tecido reabsorvível que compreende fibras bioativas ligadas em uma matriz porosa, em que a matriz porosa tem uma distribuição de tamanho de poro para facilitar o crescimento de tecido ósseo; e a fixação da estrutura de suporte de tecido reabsorvível ao osso.One method of treating a structural failure of a vertebra includes filling a space in the bone with a resorbable tissue support structure comprising bioactive fibers bonded in a porous matrix, wherein the porous matrix has a pore size distribution. to facilitate bone tissue growth; and the attachment of the resorbable tissue support structure to the bone.

Um método de fabricação de uma prótese óssea sintética inclui a mistura de fibra bioativa com um aglutinante, um formador de poros e um líquido para prover uma batelada plasticamente formável; o amassamento da batelada formável para distribuir a fibra bioativa com o 20 formador de poros e o aglutinante, com a batelada formável como uma massa homogênea de fibra bioativa entrelaçada e sobreposta; a formação da batelada formável em uma forma desejada para prover uma forma moldada; a secagem da forma moldada para remover o líquido; o aquecimento da forma 25 moldada para remover o aglutinante e o formador de poros; e o aquecimento da forma moldada até uma temperatura de formação de ligação com o uso de uma fonte de calor primária e uma fonte de calor secundária para formar ligações entre a fibra de vidro bioativa entrelaçada e sobreposta.A method of manufacturing a synthetic bone prosthesis includes mixing bioactive fiber with a binder, a pore former and a liquid to provide a plastically formable batch; kneading the formable batch to distribute the bioactive fiber with the pore former and binder, with the formable batch as a homogeneous mass of interwoven and superimposed bioactive fiber; forming the formable batch into a desired shape to provide a molded shape; drying the molded form to remove liquid; heating the molded form 25 to remove the binder and the pore former; and heating the molded form to a bond-forming temperature using a primary heat source and a secondary heat source to form bonds between the superimposed, interwoven bioactive glass fiber.

Em uma realização, a presente invenção descreve o uso de fibras bioativas ligadas em uma matriz porosa, tendo a matriz porosa uma distribuição de tamanho de poro para facilitar o crescimento de tecido ósseo para o tratamento de um defeito ósseo.In one embodiment, the present invention describes the use of bioactive fibers bonded in a porous matrix, the porous matrix having a pore size distribution to facilitate the growth of bone tissue for the treatment of a bone defect.

Em uma realização, a presente invenção descreve o uso de fibras bioativas ligadas em uma matriz porosa, tendo a matriz porosa uma distribuição de tamanho de poro para 5 facilitar o crescimento de tecido ósseo para o tratamento de uma osteotomia.In one embodiment, the present invention describes the use of bioactive fibers bonded in a porous matrix, the porous matrix having a pore size distribution to facilitate the growth of bone tissue for the treatment of an osteotomy.

Em uma realização, a presente invenção descreve o uso de fibras bioativas ligadas em uma matriz porosa, tendo a matriz porosa uma distribuição de tamanho de poro para 10 facilitar o crescimento de tecido ósseo para o tratamento de uma falha estrutural de várias partes de uma coluna espinal.In one embodiment, the present invention describes the use of bioactive fibers bonded in a porous matrix, the porous matrix having a pore size distribution to facilitate bone tissue growth for treating a structural failure of multiple parts of a column. spinal.

A presente invenção foi aqui descrita em detalhes com relação a determinadas realizações ilustrativas e específicas da mesma, e não deve ser considerada limitada a 15 isto, uma vez que numerosas modificações são possíveis sem que se desvie do caráter e do âmbito das reivindicações anexas.The present invention has been described herein in detail with respect to certain illustrative and specific embodiments thereof, and is not to be considered limited thereto, as numerous modifications are possible without departing from the character and scope of the appended claims.

Claims

1. ESTRUTURA DE SUPORTE DE TECIDO TRIDIMENSIONAL REABSORVÍVEL, caracterizada por compreender: fibras de vidro bioativas; 5 ligação de vidro bioativa a pelo menos uma parte das fibras de vidro bioativas; e espaço de poro dentro da estrutura de suporte de tecido tridimensional predeterminada pelos componentes voláteis removidos durante a ligação de vidro bioativa às 10 fibras de vidro bioativas, em que o espaço de poro cria uma porosidade entre aproximadamente 40% e aproximadamente 85% na estrutura de suporte de tecido tridimensional reabsorvível.1. REABSORBABLE THREE-DIMENSIONAL FABRIC SUPPORT STRUCTURE, characterized by comprising: bioactive glass fibers; 5 binding bioactive glass to at least a portion of the bioactive glass fibers; and pore space within the predetermined three-dimensional tissue support structure by the volatile components removed during the binding of bioactive glass to the 10 bioactive glass fibers, wherein the pore space creates a porosity between approximately 40% and approximately 85% in the structure of Resorbable three-dimensional fabric support.

2. ESTRUTURA DE SUPORTE DE TECIDO, de acordo com 15 a reivindicação 1, caracterizada em que as fibras de vidro bioativas e o vidro bioativo têm uma composição uniforme.2. FABRIC SUPPORT STRUCTURE, according to claim 1, characterized in that the bioactive glass fibers and the bioactive glass have a uniform composition.

3. ESTRUTURA DE SUPORTE DE TECIDO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada em que o espaço de poro dentro da estrutura de suporte de tecido tridimensional tem 2 0 um tamanho de poro entre aproximadamente 100 μm e aproximadamente 500 μm.3. TISSUE SUPPORT STRUCTURE according to claim 1, characterized in that the pore space within the three-dimensional tissue support structure has a pore size between approximately 100 µm and approximately 500 µm.

4. ESTRUTURA DE SUPORTE DE TECIDO, de acordo com a reivindicação 4, caracterizada em que o tamanho de poro tem uma distribuição de tamanho bi-modal.4. FABRIC SUPPORT STRUCTURE, according to claim 4, characterized in that the pore size has a bi-modal size distribution.

5. ESTRUTURA DE SUPORTE DE TECIDO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada em que uma pluralidade de fibras de vidro bioativas é ligada a fibras de vidro bioativas adjacentes, formando feixes de fibras de vidro bioativas ligadas.5. FABRIC SUPPORT STRUCTURE, according to claim 1, characterized in that a plurality of bioactive glass fibers is bonded to adjacent bioactive glass fibers, forming bundles of bonded bioactive glass fibers.

6. ESTRUTURA DE SUPORTE DE TECIDO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada em que as fibras de vidro bioativas compreendem carbonato de sódio, carbonato de cálcio, pentóxido de fósforo, aproximadamente 45% molar a aproximadamente 60% molar de sílica, e uma razão molar de aproximadamente 2 a aproximadamente 10 de cálcio e fosfato.6. FABRIC SUPPORT STRUCTURE, according to claim 1, characterized in that the bioactive glass fibers comprise sodium carbonate, calcium carbonate, phosphorus pentoxide, approximately 45% mol to approximately 60% mol silica, and a molar ratio of approximately 2 to approximately 10 of calcium and phosphate.

7. ESTRUTURA DE SUPORTE DE TECIDO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada em que as fibras de vidro ■5 bioativas compreendem fibras de vidro 13-93.7. FABRIC SUPPORT STRUCTURE, according to claim 1, characterized in that the bioactive glass fibers comprise glass fibers 13-93.

8. ESTRUTURA DE SUPORTE DE TECIDO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada em que as fibras de vidro bioativas têm um diâmetro que varia de aproximadamente 1 μm a aproximadamente 200 μm.8. FABRIC SUPPORT STRUCTURE, according to claim 1, characterized in that the bioactive glass fibers have a diameter ranging from approximately 1 μm to approximately 200 μm.

9. ESTRUTURA DE SUPORTE DE TECIDO, de acordo com a reivindicação 8, caracterizada em que as fibras de vidro bioativas têm um diâmetro que varia de aproximadamente 5 μm a aproximadamente 100 μm.9. FABRIC SUPPORT STRUCTURE, according to claim 8, characterized in that the bioactive glass fibers have a diameter ranging from approximately 5 μm to approximately 100 μm.

10. ESTRUTURA DE SUPORTE DE TECIDO BIOATIVA, caracterizada por compreender: uma matriz tridimensional rígida de uma composição bioativas formada a partir de um processo que compreende: a mistura de uma fibra bioativa, um aglutinante, um agente de ligação, um formador de poro, e um líquido, como 20 uma batelada plasticamente formável; a formação do grupo plasticamente formável como um objeto moldado; a secagem do objeto moldado para remover o líquido; a remoção do aglutinante; ,25 a remoção do formador de poro; e o aquecimento do objeto moldado para derreter e ligar a fibra bioativa na matriz tridimensional rígida utilizando o agente de ligação com o espaço de poro definido pelo formador de poro.10. BIOACTIVE TISSUE SUPPORT STRUCTURE, characterized by comprising: a rigid three-dimensional matrix of a bioactive composition formed from a process comprising: the mixture of a bioactive fiber, a binder, a binding agent, a pore former, and a liquid, such as a plastically formable batch; the formation of the plastically formable group as a molded object; drying the molded object to remove the liquid; removal of the binder; .25 removal of the pore former; and heating the molded object to melt and bind the bioactive fiber into the rigid three-dimensional matrix using the binding agent with the pore space defined by the pore former.